靜電紡絲納米纖維在牙周再生中的應(yīng)用

楊夢(mèng)瑤高現(xiàn)靈鄧淑麗

1.浙江大學(xué)醫(yī)學(xué)院附屬口腔醫(yī)院牙體牙髓科 浙江大學(xué)口腔醫(yī)學(xué)院 浙江省口腔疾病臨床醫(yī)學(xué)研究中心浙江省口腔生物醫(yī)學(xué)研究重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室 浙江大學(xué)癌癥研究院 杭州 310006；2.中山大學(xué)附屬口腔醫(yī)院牙體牙髓科 廣東省口腔醫(yī)學(xué)重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室 廣州 510055

牙周炎是口腔常見的慢性炎癥性疾病，進(jìn)行性破壞牙齒支持組織（包括牙齦、牙槽骨、牙周膜和牙骨質(zhì)），繼而導(dǎo)致牙齒的松動(dòng)和脫落，是成年人失牙的主要原因[1]。牙周治療的最終目標(biāo)是修復(fù)牙周組織缺損。臨床常用的牙周基礎(chǔ)治療和翻瓣手術(shù)是控制牙周炎的有效手段，但難以再生牙槽骨、牙骨質(zhì)以及功能性牙周膜纖維，如何實(shí)現(xiàn)牙周組織再生是目前的研究熱點(diǎn)和難點(diǎn)。常見的再生技術(shù)主要包括引導(dǎo)性組織再生術(shù)（guided tissue regeneration，GTR）和牙周組織工程技術(shù)。

GTR利用膜性材料阻止牙齦上皮組織向牙周缺損區(qū)生長(zhǎng)，為牙槽骨、牙骨質(zhì)和牙周膜纖維的再生提供一定的空間和時(shí)間[2]，以促進(jìn)牙周組織再生。牙周組織工程技術(shù)主要包含支架材料、種子細(xì)胞和生長(zhǎng)因子三因素，其中支架材料起中心作用，不僅為種子細(xì)胞提供合適的生物微環(huán)境，還可引導(dǎo)和調(diào)控組織再生。理想的GTR膜或組織工程支架應(yīng)當(dāng)可以模擬細(xì)胞外基質(zhì)的結(jié)構(gòu)，可招募臨近組織中的干細(xì)胞，并促進(jìn)干細(xì)胞的增殖和分化[3]。同時(shí)，支架/膜應(yīng)具有優(yōu)良的生物相容性；具有合適的降解速率，最好與缺損組織再生的速率相匹配；具有一定的機(jī)械強(qiáng)度，便于手術(shù)操作[4]；具有骨誘導(dǎo)性，可促進(jìn)干細(xì)胞成骨向分化，促進(jìn)牙槽骨的再生[5]。

大量研究表明，納米纖維支架/膜具有高比表面積和孔隙率，可通過(guò)負(fù)載多種活性物質(zhì)優(yōu)化生物性能，促進(jìn)細(xì)胞的增殖與分化，已廣泛應(yīng)用于骨、軟骨、神經(jīng)、皮膚、血管等組織再生，也是牙周組織再生中的熱門材料。納米纖維的常用制備方法有自組裝法、熱致相分離法及靜電紡絲技術(shù)。靜電紡絲是其中可連續(xù)制備納米纖維的方法，同時(shí)兼顧經(jīng)濟(jì)、簡(jiǎn)便和高效的優(yōu)點(diǎn)，并且可以通過(guò)調(diào)節(jié)各種參數(shù)控制纖維的直徑和排列、孔隙率、降解速率等，從而有針對(duì)性地制備符合應(yīng)用需求的納米纖維。常規(guī)的靜電紡絲納米纖維是膜性材料，適合作為GTR膜[6]；通過(guò)添加活性物質(zhì)提高納米纖維的成骨性能[7]，或者通過(guò)多層纖維疊加[8]和改變制作工藝獲得“三維結(jié)構(gòu)”的纖維支架[9]，該材料適用于牙周組織工程。因此，通過(guò)靜電紡絲技術(shù)有望制備理想的GTR膜和組織工程支架材料，本文將對(duì)靜電紡絲納米纖維在牙周再生中的應(yīng)用進(jìn)行綜述。

1 靜電紡絲技術(shù)概述

靜電紡絲裝置一般包括：高壓電源、溶液儲(chǔ)存器、噴射裝置和接地的接收裝置（平板或旋轉(zhuǎn)的滾筒）。靜電紡絲利用高壓電場(chǎng)作用使聚合物溶液或熔體帶有電荷并產(chǎn)生了電場(chǎng)力，溶液的表面張力與電場(chǎng)力相反，隨著外加電壓增加至“閾值電壓”，即電場(chǎng)力足以克服表面張力，此時(shí)液滴被拉長(zhǎng)為帶電錐體，即“泰勒錐”，噴射流從錐體頂部發(fā)出，沿著電場(chǎng)方向加速噴出，經(jīng)歷溶劑揮發(fā)、纖維拉伸、沉積和固化，最終納米纖維落在接收裝置上[10]。通過(guò)調(diào)整靜電紡絲的裝置可以制備不同結(jié)構(gòu)的納米纖維，例如，將常規(guī)的接收裝置改成平行極板接收裝置或高速旋轉(zhuǎn)的滾筒，可制備有序排列的納米纖維；同軸靜電紡絲法可制備核-殼結(jié)構(gòu)的納米纖維；多個(gè)噴絲頭可制備共紡的納米纖維等。

靜電紡絲納米纖維的形態(tài)和性能受很多因素的影響，主要分為系統(tǒng)參數(shù)和工藝參數(shù)[10]。系統(tǒng)參數(shù)包括聚合物分子量、濃度、粘度、表面張力、溶劑等，工藝參數(shù)包括噴絲頭直徑、電紡溶液流速、電壓、噴絲頭到接收板的距離等。另外濕度、溫度、風(fēng)速也會(huì)影響靜電紡絲的過(guò)程。因此，學(xué)者們嘗試通過(guò)改變各種參數(shù)在納米尺度精細(xì)地調(diào)控纖維的微觀形貌，從而獲得趨于理想的納米纖維。

2 靜電紡絲納米纖維在牙周再生中的應(yīng)用研究

靜電紡絲的基質(zhì)包括天然高分子、合成高分子及各種復(fù)合材料。理論上來(lái)說(shuō)，對(duì)于各類高分子材料，只要找到合適的溶劑體系，均可利用靜電紡絲技術(shù)獲得納米纖維。還可以通過(guò)負(fù)載多種活性物質(zhì)優(yōu)化納米纖維的生物活性，從而調(diào)節(jié)細(xì)胞生長(zhǎng)的微環(huán)境，促進(jìn)細(xì)胞的增殖分化。除此之外，纖維結(jié)構(gòu)的構(gòu)建也至關(guān)重要，三維仿生的支架可作為模板引導(dǎo)和調(diào)控組織再生。以下將從靜電紡絲納米纖維的基質(zhì)成分、生物活性和微觀結(jié)構(gòu)三方面進(jìn)行闡述。

2.1 基質(zhì)成分

靜電紡絲的基質(zhì)成分主要包括天然高分子材料、合成高分子材料以及二者的復(fù)合。

天然高分子材料，如殼聚糖（chitosan，CS）、細(xì)菌纖維素（bacterial cellulose，BC）、明膠（gelatin，GEL）、膠原蛋白（collagen，COL）、絲素蛋白（silk fibroin，SF）、玉米醇溶蛋白含較多調(diào)控細(xì)胞行為的活性基團(tuán)，生物相容性佳且易于從自然界獲取。但由于此類材料普遍缺乏機(jī)械穩(wěn)定性，可紡性較差，用于牙周再生的純天然靜電紡絲納米纖維較少。

常用的合成高分子聚合物包括聚已酸內(nèi)酯（poly-caprolactone，PCL）、聚乙醇酸（polyglycolic acid，PGA）、聚乳酸（poly lactic acid，PLA）、聚乳酸-羥基乙酸（polylactic acid-glycolic acid，PLGA）共聚物、聚氧化乙烯（polyethylene oxide，PEO）、聚乙烯吡咯烷酮（polyvinylpyrrolidone，PVP） 和 聚 乙 烯 醇 （polyvinyl alcohol，PVA）等。PCL價(jià)格低廉、可紡性強(qiáng)、生物相容性佳，是骨組織工程常用的支架材料。相較于PCL，PGA具有優(yōu)秀的生物相容性和較快的水解速率。PLA與細(xì)胞的親和力較弱，且降解速率較慢，為了提高PLA的親水性和降解速率，學(xué)者們[11]將乙醇酸引入PLA鏈中構(gòu)建了PLGA。PEO具有親水性和生物相容性，并且能增加聚合物溶液的粘度和導(dǎo)電性。PVP[12]、PVA[13]常作核—?dú)そY(jié)構(gòu)的核心纖維，用于藥物緩釋系統(tǒng)。

由于合成高分子材料可紡性強(qiáng)，機(jī)械性能好，但缺少促進(jìn)細(xì)胞黏附、增殖、分化的活性基團(tuán)，而天然高分子材料通常生物活性較優(yōu)但力學(xué)強(qiáng)度較差，目前研究者們傾向于利用共紡、同軸電紡、表面涂層修飾等方式復(fù)合使用合成高分子及天然高分子材料。PCL中加入CS[14]，GEL[15]、COL[16]等能顯著地降低納米纖維的疏水性，增加細(xì)胞的黏附。Shen等[17]在PLA中添加CS進(jìn)行靜電紡絲，發(fā)現(xiàn)PLA-CS纖維的親水性能增加，并可促進(jìn)骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞（bone marrow mesenchymal stem cells，BMSCs）在纖維上增殖和成骨向分化。PLGA復(fù)合多壁碳納米管和BC可增加支架的骨誘導(dǎo)性，促進(jìn)牙周再生[18]。PLGA雖為合成高分子，但力學(xué)性能較差，Jia等[19]發(fā)現(xiàn)，加入可溶性蛋殼膜蛋白可增加PLGA的可紡性和力學(xué)強(qiáng)度。

2.2 優(yōu)化生物活性

用于牙周組織再生理想的納米纖維應(yīng)具有促進(jìn)細(xì)胞黏附、促成骨、抗炎、抗菌等性能，大量研究表明將不同的生物活性物質(zhì)負(fù)載在納米纖維上可優(yōu)化材料的生物性能，促進(jìn)牙周組織再生（表1）。

表1 優(yōu)化生物活性的各種靜電紡絲納米纖維Tab 1 Various electrospun nanofibers with optimized biological activity

2.2.1 生物陶瓷 骨基質(zhì)的主要成分為有機(jī)膠原纖維和羥磷灰石，生物陶瓷材料如羥磷灰石納米顆粒 （hydroxyapatite nanoparticle，nHAp） 和β-磷酸三鈣（β-tricalcium phosphate，β-TCP）被添加到靜電紡絲材料中，使材料具有良好的生物活性和骨傳導(dǎo)性，可促進(jìn)牙周和骨組織的修復(fù)再生。

研究[20-22]證實(shí)，在靜電紡絲基質(zhì)中加入nHAp進(jìn)行混紡，可以改善其力學(xué)性能，促進(jìn)成骨細(xì)胞的增殖和礦化。nHAp含量越高，支架促成骨效果越明顯，但含量過(guò)高時(shí)，nHAp的脆性可能導(dǎo)致紡絲過(guò)程中纖維斷裂，支架的拉伸強(qiáng)度降低。除此之外，還可以通過(guò)仿生礦化法制備納米纖維的HA涂層。主要的仿生礦化法有仿生浸泡法、機(jī)械化學(xué)法、共沉淀法及分子自組裝法。Lai等[23]研究發(fā)現(xiàn)，nHAp以混紡方式位于CS/SF纖維內(nèi)或者以涂層形式（仿生浸泡法）位于纖維表面，均能提高材料的骨引導(dǎo)性，但經(jīng)涂層修飾的支架力學(xué)性能顯著降低。不過(guò)，也有學(xué)者[24]采用化學(xué)沉淀法制備纖維表面的nHAp涂層，結(jié)果表明該材料具有良好的物理化學(xué)性能，這可能是使用不同仿生礦化法的原因?？傮w來(lái)說(shuō)，HA涂層的厚度和均勻性較難控制，結(jié)合強(qiáng)度也往往不夠理想，距離臨床應(yīng)用還有距離。

β-TCP被植入人體后，其降解出的鈣和磷能進(jìn)入活體循環(huán)系統(tǒng)有利于新生骨的形成，是牙周骨組織理想的替代材料[7,25]。有學(xué)者[26]通過(guò)靜電紡絲的方法將不同含量的β-TCP加到聚癸二酸甘油酯（polyglycerol sebacate，PGS）/PCL纖維中，結(jié)果表明含10% β-TCP的纖維具有良好的力學(xué)性能，可促進(jìn)細(xì)胞增殖和堿性磷酸酶活性。Chen等[6]制備了PLA/β-TCP纖維作為GTR膜，經(jīng)小型豬牙周缺損實(shí)驗(yàn)證實(shí)，PLA/β-TCP纖維可促進(jìn)牙骨質(zhì)和牙槽骨的新生；值得一提的是，臨床實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，實(shí)驗(yàn)組患者在GTR術(shù)后6月較術(shù)前牙周探診深度降低、牙周附著水平提升，表明該材料有廣闊的應(yīng)用前景。

2.2.2 藥物 牙周炎癥的發(fā)生及進(jìn)展與牙周致病菌關(guān)系密切，負(fù)載抗菌、抗炎藥物的納米纖維可作為藥物緩釋系統(tǒng)，長(zhǎng)時(shí)間平穩(wěn)地釋放藥物，促進(jìn)牙周組織再生。常規(guī)的載藥方式是將牙周藥物和基質(zhì)溶于電紡溶劑中進(jìn)行紡絲，藥物在溶劑中的溶解度、藥物與基質(zhì)的相容性是關(guān)鍵；同軸靜電紡絲法可以合成核-殼結(jié)構(gòu)納米纖維，藥物與核心高聚物摻雜，多孔的外殼允許核心降解和釋放分子，加強(qiáng)對(duì)牙周藥物的保護(hù)作用及緩釋效果，載藥效果較佳。學(xué)者們嘗試在納米纖維中添加多種抗菌藥物，比如甲硝唑[27-28]、阿莫西林[29]、鹽酸四環(huán)素[30]、鹽酸強(qiáng)力霉素[31]和替尼唑[32]等，用于抑制牙周病原菌的生存。也有學(xué)者將非甾體抗炎藥用于靜電紡絲，如阿司匹林[33]、布洛芬[34]和吡羅西康[35]，此類藥物可以抑制環(huán)氧化酶的活性，減少前列腺素的生成，從而抑制炎癥反應(yīng)。另外植物提取物，如姜黃素、芹黃素、綠茶多酚、毛紫檀等具有抗炎、抗氧化等作用，也可被負(fù)載在電紡纖維中用于骨再生[36-37]。除了抗菌、抗炎藥物，辛伐他汀[38-39]、地塞米松[40-41]、雷尼酸鍶[13]對(duì)調(diào)節(jié)分子和細(xì)胞水平的骨再生過(guò)程具有多效性。因此，有學(xué)者制備相關(guān)的納米纖維促進(jìn)骨再生，但還需要更多的體內(nèi)外實(shí)驗(yàn)確認(rèn)其療效。

2.2.3 金屬及金屬氧化物 由于使用抗生素藥物存在細(xì)菌耐藥性的問(wèn)題，并且可能對(duì)人體細(xì)胞造成潛在的毒性，因此學(xué)者們嘗試在靜電紡絲中添加金屬及金屬氧化物來(lái)提升纖維的抗菌性能。研究[42]表明，將銀納米顆粒（silver nanoparticles，AgNPs）加入到納米纖維中可提高膜的抗菌活性。有學(xué)者[4]將AgNPs和nHAp添加至PLA纖維中，結(jié)果證實(shí)，1%~2%的AgNPs能顯著抑制糞腸球菌和大腸桿菌，且抑菌作用在32 d內(nèi)隨時(shí)間增加而加強(qiáng)。除了AgNPs可優(yōu)化材料性能外，金納米顆粒（gold nanoparticles， AuNPs） 和 金 屬 鍶 （strontium，Sr）可能具有提高材料骨誘導(dǎo)性能的潛力。研究[43-44]表明，在納米纖維中的AuNPs 可通過(guò)MAPK信號(hào)通路促進(jìn)hPDLSCs向成骨細(xì)胞分化，但同等條件下AuNPs的骨誘導(dǎo)性能不如β-TCP[45]；使用Sr離子替代HA中的部分鈣離子，可促進(jìn)人成骨肉瘤細(xì)胞MG63成骨向分化[46]。

另外，有學(xué)者[47]將CaO、ZnO納米顆粒加入PCL基質(zhì)中進(jìn)行紡絲，發(fā)現(xiàn)加入CaO降低了材料的力學(xué)性能，但能促進(jìn)MC3T3-E1成骨向分化；PCL纖維中加入ZnO，可使PDLSCs的活力、礦化能力和成骨相關(guān)基因表達(dá)增強(qiáng)，且纖維可抑制牙齦卟啉單胞菌生長(zhǎng)[48]。另外有研究[49]表明，聚醚醚酮納米纖維中添加胺基化的ZrO2納米顆?？稍鰪?qiáng)材料的強(qiáng)度和生物相容性。但目前針對(duì)上述金屬及金屬氧化物的體內(nèi)研究較少，其安全性、抗菌活性和促成骨功效還需進(jìn)一步探索。

2.2.4 蛋白質(zhì) 牙周組織再生中，輔助適當(dāng)?shù)纳L(zhǎng)因子可以調(diào)控干細(xì)胞的生長(zhǎng)與分化，由于直接使用生長(zhǎng)因子存在濃度低、活性時(shí)間短的問(wèn)題，核-殼結(jié)構(gòu)的納米纖維在一定程度能起到控釋生長(zhǎng)因子的作用，是負(fù)載生長(zhǎng)因子常用的載體材料。骨形態(tài)發(fā)生蛋白（bone morphogenetic proteins，BMPs）是正常骨骼愈合過(guò)程中成骨和成血管的有效誘導(dǎo)劑，負(fù)載BMP的納米纖維可以促進(jìn)骨重建[50-51]。富血小板血漿（platelet-rich plasma，PRP）[52]和富血小板纖維蛋白（platelet-rich fibrin，PRF）中含有大量高濃度的細(xì)胞生長(zhǎng)因子，主要為血小板源性生長(zhǎng)因子（platelet-derived growth factor，PDGF）[28]、轉(zhuǎn)化生長(zhǎng)因子 （transforming growth factor，TGF）和胰島素樣生長(zhǎng)因子（insulin-like growth factor，IGF）[53]，在創(chuàng)傷愈合和骨再生中起重要作用。近年來(lái)，考慮到血管再生對(duì)于成功的骨再生十分關(guān)鍵，靜脈內(nèi)皮生長(zhǎng)因子（endothelial growth factor，VEGF）也被嘗試負(fù)載在納米纖維上，用于促進(jìn)骨缺損區(qū)的血管再生[54-55]。

除生長(zhǎng)因子外，功能蛋白在提高材料的生物學(xué)性能和抗菌性方面也具有廣闊的前景。纖連蛋白（fibronectin，F(xiàn)N）是一種配體-整合素親和蛋白，可以聚集相鄰細(xì)胞和促進(jìn)細(xì)胞的識(shí)別。Campos等[56]在水解的PLGA纖維上包被一層FN，結(jié)果證實(shí)，纖維的親水性和細(xì)胞黏附能力顯著增加。骨鈣素（osteocalcin，OCN）是骨基質(zhì)中最豐富的非膠原蛋白，參與骨修復(fù)和再生的后期階段，有研究[57]用FN和OCN的融合蛋白修飾PCL/GEL納米纖維表面，可促進(jìn)MSC的黏附增殖，同時(shí)促進(jìn)支架表面的礦化?？咕模╝ntimicrobial peptides，AMPs）具有廣譜的抗菌活性。有學(xué)者[58]將載AMP的PLGA微球加入到GEL/CS/nHAp納米纖維中，該材料可在1個(gè)月內(nèi)抑制金黃色葡萄球菌和大腸桿菌的生長(zhǎng)。目前，國(guó)外PDGF已被批準(zhǔn)用于臨床，大多數(shù)生長(zhǎng)因子和功能蛋白的應(yīng)用還處于研究階段，需要更多臨床前和臨床實(shí)驗(yàn)確定其療效；大多數(shù)研究中納米纖維只負(fù)載一種生長(zhǎng)因子，未來(lái)可以嘗試負(fù)載2種或更多的生長(zhǎng)因子，因此探索合適的生長(zhǎng)因子組合可能是提升納米纖維活性的一種新策略。

2.2.5 新型碳納米材料 氧化石墨烯（graphene oxide，GO） 和多壁碳納米管 （multiwall carbon nanotubes，MWCNTs）由于優(yōu)異的機(jī)械性能和生物相容性被廣泛應(yīng)用于骨組織再生領(lǐng)域。GO具有促進(jìn)干細(xì)胞成骨向分化的功能，可用于骨組織再生[59-60]。Zhou等[61]在靜電紡絲基質(zhì)中入GO，結(jié)果表明，GO可以提高納米纖維的拉伸強(qiáng)度和楊氏模量，促進(jìn)體內(nèi)骨再生。但關(guān)于GO用于牙周組織再生的研究較少，需要開展更多的實(shí)驗(yàn)進(jìn)行探索。

納米纖維中加入MWCNT能顯著地提升纖維的強(qiáng)度和韌性[62-63]，除此之外，MWCNTs具有骨傳導(dǎo)性，可以上調(diào)骨分化相關(guān)基因并促進(jìn)細(xì)胞礦化[9]。有學(xué)者[18]以真空冷凍干燥得到的BC膜為下層，上層收集PLGA/MWCNTs納米纖維，從而制備了三維網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)的PLGA/MWCNTs/BC復(fù)合支架，結(jié)果顯示，該支架能促進(jìn)比格犬上頜牙周缺損區(qū)牙槽骨的新生。GO和MWCNTs在體內(nèi)不能有效降解，限制了此類材料的實(shí)際應(yīng)用，需要進(jìn)一步驗(yàn)證其生物安全性，并探索可促進(jìn)其降解的生物酶或改性方法。

2.3 微觀結(jié)構(gòu)

理想的支架/膜應(yīng)當(dāng)能在納米尺度模擬細(xì)胞外基質(zhì)的結(jié)構(gòu)，作為模板引導(dǎo)和調(diào)控組織再生。已有大量研究表明，納米纖維的直徑、孔隙率、表面剛度和排列方向等對(duì)細(xì)胞的行為有很大的影響。

2.3.1 纖維直徑 靜電納米纖維的纖維長(zhǎng)而連續(xù)，當(dāng)直徑為50~500 nm時(shí)，其結(jié)構(gòu)更接近于細(xì)胞外基質(zhì)，有利于細(xì)胞的黏附和增殖。研究[64]表明，纖維直徑也影響著單根纖維的剛度，當(dāng)纖維直徑小于700 nm時(shí)，纖維的結(jié)晶度增加，從而彈性模量增加，反之當(dāng)纖維直徑較大時(shí)，纖維內(nèi)部結(jié)構(gòu)可能較為混亂，從而彈性模量較低。纖維的直徑影響纖維的剛度，從而可能進(jìn)一步影響細(xì)胞在纖維上遷移、增殖和分化，明確三者間的聯(lián)系將有助于纖維支架/膜的設(shè)計(jì)與構(gòu)造，但目前尚缺乏相關(guān)的研究。

2.3.2 纖維孔隙率 靜電紡絲納米纖維的孔徑大小直接影響細(xì)胞的黏附和滲透、營(yíng)養(yǎng)物質(zhì)的運(yùn)輸、代謝產(chǎn)物的清除和血管化等，是決定材料性能的關(guān)鍵因素。當(dāng)孔徑大于單個(gè)細(xì)胞大小時(shí)，細(xì)胞將沿著單條纖維生長(zhǎng)，且更容易滲入支架/膜中；當(dāng)孔徑較小時(shí)，細(xì)胞傾向于跨越孔隙與不同纖維形成多個(gè)接觸點(diǎn)[65]，而孔徑足夠小時(shí)，細(xì)胞也難以通過(guò)形變而“擠過(guò)”孔隙。納米纖維的孔徑通常為1 μm，遠(yuǎn)小于成纖維細(xì)胞的直徑[66]。因此，作為GTR膜可阻擋牙齦上皮細(xì)胞向骨缺損處遷移。在組織工程中，納米纖維支架與牙周骨缺損區(qū)接觸的一面往往需要負(fù)載干細(xì)胞以促進(jìn)骨再生，而小孔徑的纖維支架限制了細(xì)胞的浸潤(rùn)，因此可以考慮將靜電紡絲技術(shù)與凍干、三維打印技術(shù)結(jié)合，構(gòu)建雙面孔徑不同的復(fù)合支架，以更好地適應(yīng)牙周再生的需求。

2.3.3 纖維取向 靜電紡絲中通過(guò)控制接收裝置可獲得有序或無(wú)序的納米纖維。有序的納米纖維走向基本一致，可引導(dǎo)細(xì)胞沿纖維走向排列，并促進(jìn)細(xì)胞分泌基質(zhì)；無(wú)序的納米纖維雜亂無(wú)序，生長(zhǎng)的細(xì)胞也呈現(xiàn)散亂分布的狀態(tài)[67]。已有研究將有序的納米纖維應(yīng)用于排列高度一致的組織的新生，如骨膜、神經(jīng)、肌腱等組織。而牙周膜中的膠原纖維以定向排列的形式插入并錨定在牙槽骨和牙骨質(zhì)的礦化表面，有序的納米纖維有望引導(dǎo)牙周膜纖維再生。體內(nèi)實(shí)驗(yàn)證實(shí)，利用有序的PLGA/GEL納米纖維膜引導(dǎo)PDL再生，在小型豬下頜新生的骨組織和牙骨質(zhì)間能觀察到明顯的PDL樣組織[68]。考慮到牙周膜組織是寬度為100~350 μm的致密結(jié)締組織，研究人員嘗試構(gòu)建能夠更好地模擬天然PDL結(jié)構(gòu)的三維有序支架[8,69]。Jiang等[69]將多層有序的聚己內(nèi)酯-聚乙二醇纖維通過(guò)多孔殼聚糖聯(lián)合，獲得三維有序的支架，用于引導(dǎo)大鼠牙周缺損區(qū)牙周膜纖維的有序再生。結(jié)果表明，新生的PDL樣纖維規(guī)則有序，類似天然PDL的排列，并且高表達(dá)I型膠原和骨膜蛋白。然而，牙周膜組織結(jié)構(gòu)精密，5組主纖維束的方向各異、層次復(fù)雜，目前的三維有序支架在結(jié)構(gòu)精度上有所欠缺，如何提高支架的結(jié)構(gòu)精度和仿生程度值得進(jìn)一步研究。

3 結(jié)語(yǔ)與展望

靜電紡絲技術(shù)在牙周再生方面具有明顯優(yōu)勢(shì)，是制備GTR膜和牙周組織工程支架的有效方法。但現(xiàn)有的研究大多局限在體外實(shí)驗(yàn)和少量動(dòng)物實(shí)驗(yàn)，需要進(jìn)行更多的體內(nèi)實(shí)驗(yàn)和臨床轉(zhuǎn)化研究，距離臨床應(yīng)用還有一定距離。另外，目前尚未獲得完全理想的材料，既能匹配缺損組織的再生速率，又具有抗炎作用，能促進(jìn)類似天然“牙骨質(zhì)—牙周膜—牙槽骨”結(jié)構(gòu)的組織的新生，因此根據(jù)臨床需要，探索合適比例的理想材料和優(yōu)化靜電紡絲工藝參數(shù)至關(guān)重要，需要進(jìn)一步探索和研究。

利益沖突聲明：作者聲明本文無(wú)利益沖突。