组织工程神经支架论文

组织工程神经支架论文（精选4篇）

组织工程神经支架论文 篇1

周围神经损伤( Peripheral nerve injury,PNI) 的原因很多,包括交通和施工事故、自然灾害、战争创伤、糖尿病等疾病所致的周围神经病变,以及手术所引起的医源性损伤等。PNI导致人们的生活质量下降,通常需要经过外科手术修复受损的神经。自体神经移植是修复的金标准,但它并不是最佳的治疗方案,因为它会导致供区功能位点的缺失,而且需要进行两次手术。

组织工程神经支架是替代自体神经移植的一种有前途的产物,通过外科手术将其植入神经断端之间,促进神经再生。神经支架可成功连接短距离周围神经损伤已被许多学者认可,但是缺乏雪旺细胞( Schwann cells,SC) 或内部支架支撑的神经支架无法有效地修复长距离的周围神经缺损[1]。作者对近年来雪旺细胞与组织工程神经支架用于周围神经再生的相关研究进展作一综述。

1SC的功能特点

SC是周围神经系统中主要的神经胶质细胞,也是第一个且最广泛用于组织工程神经支架移植的细胞, 在PNI中,SC对神经元的生存和功能、神经纤维的再生和神经传导功能的恢复起着不可或缺的作用。

在PNI的应答中,SC的表型迅速发生变化为轴突再生提供了一个通道,这是神经再生的关键。SC还能产生各种高水平的生长因子,如神经生长因子、脑源性神经营养因子、胰岛素样生长因子、神经胶质源性生长因子等。另外,SC还具有吞噬作用,参与初步清理髓鞘碎片。在SC被植入PNI损伤的位点后,用遗传标记技术可追踪到其积极地参与了神经再生[2]。

2SC的来源

2.1同种异体SC

在20世纪80年代,同种异体SC首次被用于支持细胞用于PNI的修复。因为SC移植后会产生排斥反应,所以必须同时应用免疫抑制药物。

2.2同源性SC

由于免疫排斥反应的存在,使用同源性SC似乎是一个更好的选择。Tohill等就同种异体SC和同源性SC对修复大鼠间距为10 mm的坐骨神经损伤的效果进行比较,结果表明,在移植的第6周,同种异体SC被宿主所排斥,而同源性SC仍被认同; 同种异体SC和同源性SC增加轴突再生的距离是一样的,但同源性SC轴突再生的数量更多一些[3]。

2.3自体SC

自20世纪90年代以来,自体SC已经开始尝试作为支持细胞使用。接种有自体SC的神经支架已被证明可以有效地修复大鼠正中神经的缺口,实现和自体神经移植一样的结果[4]。

2. 4 SC 系

因为初代SC的分离和培养是一个耗时的过程, 永生化的雪旺细胞系已被纳入研究人员的实验考虑中。据报道,SC TM41细胞系近似于初代雪旺细胞。 然而,与含有初代SC的移植物相比,含有SC系TM41的移植物轴突再生显著减少。即使脑源性神经营养因子转导的TM41细胞系神经再生反应比亲代的TM41细胞系更强,但还是达不到和初代SC相同的程度[5]。

3各种神经支架材料的研究现状

3.1同种异体或异种组织类

除了自体神经移植,自体非神经组织( 如肌肉、血管、肌腱和神经外鞘等) 的移植一直被尝试作为神经支架来连接周围神经间距,虽然已显示出成功的修复[6], 但是存在来源不足和宿主排斥的问题。Alberti等将脱细胞的牛肌腱与SC结合,体外联合背根神经元共培养证明其可以促进神经再生[7]。

3.2天然生物聚合物类

3. 2. 1胶原和其他细胞基质成分大多数细胞在多细胞生物中都是由复杂而混合的无生命材料包裹,这些无生命材料称为细胞外基质( extracellular matrix, ECM) ,包括胶原、层粘连蛋白、纤连蛋白等,在轴突再生中起到重要的作用。

例如,由猪Ⅰ型胶原蛋白溶液形成的、晶体定向控制的、具有导向作用的多孔支架,经实验证明再生的神经通过直径在20 ~ 120 mm、纵向紧密包装的管道,可延长至整个支架的长度[8]。

3. 2. 2甲壳素、壳聚糖等天然多糖类甲壳素是继纤维素之后,在自然界发现的第二大富产的多糖,它可以从甲壳类动物的外壳、昆虫的外骨骼及真菌的细胞壁中提取出来。壳聚糖和甲壳素一样,作为生物材料具有良好的生物特性,且更容易处理。它们已经被越来越多地应用于神经组织工程之中[9]。

3. 2. 3丝素蛋白和其他天然蛋白质天蚕丝一直在医学上被用作手术缝合线,直到最近蚕丝蛋白的发现。 蚕丝蛋白是天蚕丝的一种核心蛋白质,已经被迅速应用于生物医学领域,因为它可以免除不良的机体免疫反应。同样地,从头发、羊毛、指甲和羽毛中提取出的角蛋白和其他基质蛋白也被尝试作为新型支架材料用于PNI的修复。

3.3合成材料

3. 3. 1非降解合成材料从历史上看,非降解合成材料的尝试都早于可降解合成材料。自20世纪60年代硅胶被用于周围神经修复的研究以来,因其惰性和弹性使硅胶管成为制造神经支架的第一个和最常用的合成材料。非降解支架也使用塑料制造,如丙烯酸聚合物、聚乙烯、弹性体等[10,11,12].

3. 3. 2可降解合成材料为了克服非降解合成材料的缺点,科学家们开始使用可降解合成材料制作神经支架。此类材料要求在合适的时间内完成降解,并且其降解产物可以被机体吸收,仅伴有轻微的异物反应。

脂肪族聚酯是一类常见的可降解合成聚合物,其中聚乳酸、聚乙醇酸、聚已酸内酯和它们的共聚物,已经被批准成为在医疗器械领域使用的生物材料之一。 除此之外,聚磷酸酯、聚氨酯和一些带电聚合物也一直在试图用于制作神经支架[13]。

4SC的应用

在周围神经再生的动物实验中,很多研究者将SC作为支持细胞来研究组织工程神经支架对周围神经再生的作用。现将近年来的一些相关动物实验归纳总结如表1所示。

无论是天然或合成材料、可降解或者不可降解材料的神经支架均已经被制作出来并用于PNI修复的体内或体外实验中,但是现在普遍认为不应使用不可吸收的材料。目前只有少数神经支架被批准用于临床使用[25]。更多新型材料神经支架的研究尚处于动物实验阶段,仍需要大量的实验与临床研究。相信随着组织工程学的不断发展,在不久的将来有望使PNI的患者神经功能恢复到最理想的程度。

骨组织工程支架材料研究进展 篇2

关键词：生物医用,组织工程支架材料,复合材料

目前全球生物医用材料及其制品产值超过700亿美元[1]。生物医用材料是一类用于诊断、治疗或替换人体组织、器官或增进其功能的新型高科技材料,不仅技术含量和经济价值高,而且与患者生命和健康密切相关。骨组织工程支架材料是生物医用材料非常重要的研究方向之一。

组织工程是20世纪80年代发展起来的一门新兴交叉学科,定义为[2]:应用工程学和生命科学的基本原理和技术,在体外构建具有生物功能的人工取代物,用于修复组织缺损,替代失去功能或衰竭的组织、器官的部分或全部功能。骨组织工程支架材料即骨修复的组织工程支架材料。作为组织工程研究的三要素之一,支架材料主要承担细胞外基质的功能,因此对支架材料的各项性能均有较高要求。

1 骨组织工程支架材料的要求

理想的骨组织工程支架材料,应具有以下特性[3]:

(1)良好的生物安全性和生物相容性。材料应当无毒性,无致敏性,无刺激性,无遗传毒性,无致癌性,无致畸性,对人体组织、血液无不良反应,也不被人体的免疫系统所排斥。

(2)生物活性。简单讲就是增进细胞活性或促使组织再生的能力。对于骨组织工程支架而言,主要包括骨引导性和骨诱导性。骨引导性指细胞和神经可在骨组织孔隙中延伸生长,骨诱导性指可诱导骨的形成和生长。

(3)适宜的力学强度。理想的骨组织工程支架力学强度应和组织本身的力学强度相匹配。力学强度太高,则损伤原骨组织;力学强度太低,则不能起到应有的支撑作用。

(4)易加工及处理性。这是根据实际应用所提出的要求。

(5)多孔性。孔径及孔隙率是影响组织和血管在孔内生长的重要因素。因此,在保证强度的前提下,应使材料有尽可能高的孔隙率。

(6)可降解性且可调的降解速率。新组织的生成和支架材料的降解速度匹配,等新组织长成了,移植材料也降解了,可免去患者的二次手术痛苦。理想的可降解骨组织工程支架材料应在数月至一年内被吸收。

2 骨组织工程支架材料的分类

根据材料的来源及属性,骨组织工程支架主要分为以下几类:

(1)生物衍生材料:由天然生物组织经过处理而形成的一类材料,主要包括自体骨、异体骨和珊瑚等。生物相容性好,易于实现力学性能的匹配;但来源有限,难以进行标准化大量生产,且材料本身常常含有细菌和病毒,不易完全消毒。

(2)生物医用金属材料:常用的金属材料主要是不锈钢、钴基合金、钛及钛合金。优点是强度高,缺点是硬度与弹性模量太大,与骨组织本身不匹配,因而造成金属与骨组织接触处组织发炎甚至坏掉。

(3)生物医用陶瓷材料:生物惰性陶瓷,如氧化铝、氧化锆、碳素材料等一般结构稳定,强度、耐磨性和化学稳定性好,缺点是无生物活性,无法诱导骨组织形成;另一类生物活性陶瓷,主要包括羟基磷灰石、磷酸三钙、生物玻璃等在生理环境中可通过其表面发生的生物化学反应与生物体组织形成化学键性结合,或者可在生理环境中逐步降解吸收,并为新生组织替代。缺点是疲劳强度低,韧性差,制造复杂形状困难,在一定程度上限制了其应用。

(4)生物医用高分子材料:根据其降解性能又可分为两类:非降解高分子材料和可降解高分子材料。非生物降解高分子材料如聚乙烯、聚丙烯、聚丙稀酸酯、芳香聚酯、聚硅氧烷、聚甲醛等,这类材料在生理环境中能长期保持稳定,不发生降解、交联和物理磨损。可降解高分子材料主要有胶原、甲壳素及其衍生物、聚氨基酸、纤维素、聚酯等。医用高分子是生物医用材料中应用最广泛、用量最大的一类材料。然而在骨组织工程材料中,由于高分子固有的结构限制,力学强度常常不能达到骨组织工程的需要。

(5)生物医用复合材料。复合材料是指由金属、陶瓷和高分子材料中的两种或两种以上材料复合而成的一类材料。另外,也可将活体组织、细胞、生长因子或药物引入复合材料中,可大大改善其生物学性能,拓展其功能性。复合材料由于择原材料的优点而避其缺点,因而具有更好的属性及更广泛的应用。

3高聚物复合骨组织工程支架材料的研究进展

单纯的一种或一类物质常常不能完全满足生物体的要求,而复合材料则可以充分利用原材料各自的优点,定制出适用的生物材料。下面主要就高聚物及复合骨组织工程支架材料研究进展作一介绍。

3.1 高聚物骨组织工程支架材料

高成杰通过低热高压法制得了聚丙交酯-乙交酯(PLGA)共聚合物组织工程支架,并认为藻酸钙的加入可显著改善支架材料的亲水性和力学强度[4];Lin Angela S P等研究了多孔PLA支架的微结构及力学特性[5]。Lee Soo-Hong等制造了聚乙交酯/聚已内酯多孔支架[6]。Spaans C J等制造了PLA/PCL50/50共聚物与聚亚胺类支架材料,用于膝关节半月板修复[7]。

Woo Kyung Mi等制造了PLLA纳米纤维支架和普通PLLA支架,认为纳米纤维支架对蛋白质和细胞的亲和性比普通结构的支架好得多[8]。Gomes等则制作了可降解淀粉基聚合物支架[9]。Susan L Ishaug 等研究了PLGA三维支架的骨形成行为[10]。Anita W T Shum等研究了PLGA支架的降解行为[11]。

3.2 高聚物-生物活性物质复合材料

谢德明研究了PLA/BMP(聚乳酸/骨生长因子)复合支架材料,结果表明BMP结合到三维支架材料上可大大提高骨细胞的生长分化速度,对临床骨组织修复具有重要意义[12]。Vacanti等用聚乙醇酸做成支架材料,将小牛骨膜细胞接种于其中,植入裸鼠体内,成功构建了组织工程骨[13]。Yoon Jun Jin等则用气泡/盐滤法制造了Dexamethasone/PLGA药物缓释组织工程支架材料[14]。Hu Yunyu 等用热致相分离技术制造了PLA/COLLAGEN/HA支架用以传递生长因子,并进行了动物试验,证明效果良好[15]。Sheridan M H等也制造了PLGA/生长因子多孔支架材料[16]。

3.3 聚合物-陶瓷复合材料

这一类材料的优点是既有高聚物的韧性和弹性,又具有陶瓷的强度及耐磨性,是研究非常广泛的一类复合材料。常用的聚合物是聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚乳酸(PLA)、聚羟基乙酸(PGA)、乳酸与羟基乙酸共聚物(PLGA)、胶原(collagen)、壳聚糖(chitosan)及其衍生物、聚氨基酸(poly amino acid)、高密度聚乙烯(HDPE)、聚酰胺(PA)。常用的陶瓷材料有羟基磷灰石(HA)、磷酸钙、磷酸四钙、碳酸钙、生物玻璃等。

Ignjatovic Nenad等制造了PLLA/HA,当材料密度为99.6% 理论密度时,材料的压缩强度为93.2MPa[17]。Kasuga Toshihiro等制造了PLA/HA纤维复合材料,当纤维含量为20%~60%时,材料的弹性模量为5~10GPa,弯曲强度约为50MPa[18]。Schiller Carsten 等制作了PLA/CaCO3及PLA/CaCO3/Ca3(PO4)2多孔及无孔材料,用于人头盖骨的修复[19]。

Deng Xianmo等研制了聚-D,L-乳酸/缺钙纳米羟基磷灰石并表征了其性能,指出缺钙羟基磷灰石比计量的羟基磷灰石具有更好的生物活性[20]。Balac I等用ANSYS软件对PLLA/HA体系进行了应力分析[21]。 Furukawa Taizo等研究了高强度PLLA/HA棒的降解行为,将3.2mm的棒植入日本白兔,材料弯曲强度由原来的约280MPa降解。25周后,弯曲强度仍维持在200MPa以上[22]。Thomson等制作了PLGA/HA多孔支架材料,并研究了材料性能的影响因素[23]。Bakar Abu M S等制作了HA增强的聚醚醚酮,研究了材料的力学性能、热处理条件对材料性能的影响等,该材料缺点是聚乙醚酮是生物惰性的[24]。Greish Y E等制作了羟基磷灰石/聚膦腈复合材料,指出聚膦腈由于其良好的易处理性、生物相容性及骨相容性,是一种潜在的骨替代材料[25]。Tan K H等用SLS快速成型技术制造了聚醚醚酮/羟基磷灰石支架[26]。Liu Qing等制作了PEG-PBT共聚物/纳米HA复合材料,并研究了其力学性能[27]。Li Haoying等采用原位聚合法制造的nano-HAP/PM(PMA-ala),当HAP含量为20%时,压缩强度、压缩模量、弯曲强度、弯曲模量分别约为90MPa、5GPa、110MPa、15MPa[28]。HuQiaoling等制造了chitosan/HAP纳米复合物棒,含有5%HAP的棒弯曲强度为86MPa,弯曲模量为3.4GPa[29]。 Chen Fei等也成功研制了这种骨组织工程材料[30]。Kikuchi M等通过模拟人体环境,采用自组装机理合成了胶原/羟基磷灰石骨修复材料,生物相容性很好,弯曲强度在40MPa以上。动物试验表明,移植10~12周时,肉眼已看不出移植体与生物体的界限[31]。

Rhee Sang-Hoon等也制作了纳米羟基磷灰石/胶原、羟基磷灰石/甲壳素及羟基磷灰石/胶原/甲壳素材料,并研究了PCL/silica的生物活性、力学性能及磷灰石在其上的沉积行为,认为这是一种有用的新型骨修复材料[32]。

崔福斋等成功研制了胶原/纳米钙磷盐、纳米相钙磷盐/胶原/聚乳酸、纳米相钙磷盐/胶原/PLGA及胶原/海藻酸盐/纳米钙磷盐骨组织支架系统,结构上具有仿骨性,材料生物相容性及力学性能均较好[33]。石宗利等研制了聚磷酸钙纤维/聚丙交酯复合材料,可用于骨钉等修复材料,当使用分子量为40万的PLLA,直径为10~17μm、长度为50~100mm的CPPf(聚磷酸钙纤维)时,实验结果如表1所示[34]。

石海涛研究了β-磷酸三钙/聚乳酸复合材料支架制备、性能分析及应用,在体外37℃生理盐水中的降解实验结果表明,复合材料失重百分率、复合材料中的聚乳酸的降解速率、弯曲强度下降速率均比纯聚乳酸对照组慢;在青山羊胫骨中进行生物实验,12周时植入物内成骨活跃,分布均匀,聚乳酸膜内外形成连续性骨痂,与宿主融和良好。植入物上下缘为典型的皮质骨,中部骨小梁成熟,其间有丰富的骨髓组织,成骨能力强[35]。

周文娟研究了PDLLA/HA组织工程复合支架材料的制备及性能,根据其实验结果,采用型胶原蛋白、鼠尾胶原蛋白和多聚氨基酸包埋的PDLLA/HA无纺网均具有促进软骨细胞粘附、增殖、分化和产生基质的作用[36]。

李玉宝等用纳米羟基磷灰石和聚酰胺制作了复合支架,也具有较好的机械强度和生物相容性[37],实验结果如表2所示。

3.4 改性聚合物

Hwal等用臭氧处理PLA表面,产生的过氧化物可开链而与Ⅰ型胶原聚合,经处理后的PLA成骨细胞附着能力显著增强[38];Yoon Jun Jin 、HuYunhua等在PLGA多孔支架上接枝缩氨酸GRGDY (Gly-Arg-Gly-Asp-Tyr)、RGD (arginine-glycine-aspartic acid),亲水性与细胞亲和性显著改善[39];扬健等采用氨等离子体改性PLA及PLGA,动物实验表明可有效促进鼠成骨细胞3T3在膜表面的粘附与生长,4天后,改性膜上细胞的数量几乎是对照组的两倍;采用乙醇的碱溶液处理聚内酯表面,材料的亲水性及表面能显著改善[40];Nitschke Mirko用氨等离子体改性聚-3-羟基丁酸酯,来增加支架的表面活性[41]。Cecilia等也得到了类似的结果[42];Cook等将含有赖氨酸结构的单体与聚乳酸共聚,合成了PLA的改型共聚物,实验表明某些氨基酸有助于细胞在材料表面上粘附及扩散分布[43]。

3.5 涂层复合材料

组织工程神经桥接物的研究进展 篇3

Brown[1]在实验中用含有SC凝胶的聚乙醇酸管成功修复了兔30mm腓总神经缺损。沈尊理[65]等采用“胶原管+Vicryl线+SC”修复大鼠坐骨神经2.5cm缺损区, 术后6个月支架完全吸收, 再生轴突完全通过胶原管全长, 但比自体神经移植组差。无SC组远端为结缔组织及血管替代, 肌肉萎缩。华西医科大学王光林[2]等用PLA制成中空的纤维管和PLA无纺纤维布与SC共同培养, 观察到SC生长良好。桥接10mm长缺损的大鼠坐骨神经, 21天后标记的SC大量存活, 再生轴突生长SC组优于无SC组。胡军[3]等分别采用自体SC+脱细胞同种异体神经支架和自体B M S C s+脱细胞同种异体神经支架及自体BMSCs+PAGL支架构建的3种组织工程化周围神经, 修复弥猴4cm尺神经缺损, 从功能学、神经电生理及组织学方面检测, 发现与自体神经移植效果相近, 各组间无明显的差异, 但它们均优于无细胞组。张琪[4]等用复合培养的自体SC的羊膜衍生物膜, 桥接SD大鼠2.5cm的坐骨神经缺损。修复后3个月, 采用行为学、电生理、组织学、电镜、神经丝蛋白 (NF-200) 、突触素免疫组化等方法, 研究神经再生、肌肉与神经功能性连接的建立及再神经化的情况。发现神经成功再生, 功能恢复达40%~60%, 再生神经纤维丰富, 可与靶肌肉重建功能性连接。韩克军[5]等用AECM预构建桥接物修复SD大鼠15mm坐骨神经缺损时, 取得了接近自体神经移植的结果, 并且没有缺血或炎性表现, 无瘢痕形成。孙晓红[6]进一步研究发现种植SC的脱细胞同种异体神经移植物更能促进缺损的坐骨神经再生。李根卡[8]用生物膜包裹雪旺细胞--生物蛋白胶复合物, 构建组织工程神经, 能够促进神经再生, 其修复效果接近于自体神经移植, 具有临床应用前景。

展望今后除了要发展能够最大限度保留生物组织的自然结构、生物学活性和力学强度等基本要求的标准制备方法外, 还要解生物衍生支架体内植入后的代谢改变、最终转归及其与种子细胞和细胞因子之间相互作用的反馈机制等问题, 并在此基础上研究这种支架材料实现规模生产的重要过渡环节, 包括保存方法、保存后的活力变化、运输方式等, 为临床应用提供实验依据和奠定理论基础。随着研究的深入和科学技术的发展, 生物衍生支架在组织工程周围神经研究中的作用会更加突出, 将可能实现工程化组织产品临床应用的重大突破。

摘要：周围神经 (peripheral nerve, PN) 缺损的修复一直是临床上一大难题, 随着材料科学和分子生物学的发展, 用于神经缺损修复研究的桥接物品种越来越多。这些材料虽己被证明有一定的促周围神经再生的作用, 但修复效果仍然不满意, 尚不能取代自体神经移植。近年来, 随着组织工程的兴起, 组织工程化神经已成为目前研究的焦点。

关键词：组织工程,神经桥接物,神经

参考文献

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组织工程神经支架论文 篇4

基于SC-CO2独特的理化性能,如传质性能的可调性以及与有机溶剂的高度亲和性等[9];SC-CO2辅助工艺制备组织工程支架条件温和,且能有效地除去支架内部残留的有机溶剂,从而有利于细胞粘附和生长[10],本文将介绍SC-CO2辅助工艺制备三维组织工程支架的主要方法,并分析和探讨其最新的发展趋势。

1 SC-CO２辅助工艺制备组织工程支架

SC-CO2最初用于辅助发泡,后经发展与其他各种三维支架制备工艺相结合,形成了SC-CO2辅助相分离、SC-CO2辅助干燥、SC-CO2辅助静电纺丝等工艺。

表1例举了SC-CO2辅助技术制备三维组织工程支架的方法。

1.1 SC-CO２辅助发泡

SC-CO2辅助发泡技术以CO2作为发泡剂,通过调节反应釜内压力和温度改变CO2在高分子材料中的溶解量,通过降压释放CO2形成多孔支架结构[11]。该工艺广泛用于制备各种聚合物多孔支架,如聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)[12]、无规聚苯乙烯(APS)[13]、聚己内酯(PCL)[14]、聚乳酸(PDL- LA)[15]等。此外,对于影响发泡的工艺参数如压力、时间和温度等已做了大量的研究[16]。Reverchon等[17]研究发现当高分子材料的玻璃化温度低于实验温度,且高分子材料吸附足够的CO2时,在降压阶段将形成均一的孔洞结构,然而该方法制备的多孔支架为密闭的孔洞结构和致密的表皮结构。

为了解决支架孔洞密闭的问题,Barry等[18]通过控制降压速率来改变孔隙率和贯通率,制备出孔隙率高(81%)、贯通性好(57%)的异丁烯酸甲酯(MMA)多孔结构。Mooney等[19]为了改进发泡法制备的聚乳酸乙醇酸(PLGA)多孔支架的贯通性,在随后的工艺[20]中加入固体致孔剂,进一步提高了孔洞的贯通性。Kim等[21]通过气体起泡/颗粒滤除制备了聚乳酸羟基乙酸/羟基磷灰石(PLGA/HA)复合支架,获得了高开孔率的结构。Salerno等[22]以亚临界CO2为发泡剂、 NaCl为致孔剂制备了PCL多孔结构,研究发现致孔剂对孔洞的扩张有影响,孔洞尺寸随致孔剂含量的增加而减小,且微米颗粒浓度梯度诱导形成孔隙率梯度;而以玉米蛋白为致孔剂时,PCL复合支架孔隙率达到60%[23]。Mou等[24]研究了PLGA/胶原/HA复合支架,发现随着胶原和HA的增加混合物的扩散系数降低,控制不同的工艺参数,支架孔尺寸在100~700μm之间,孔隙率在48%~92%之间。

为了解决支架致密的表皮结构对细胞粘附的影响,研究者们也做了大量的工作。Singh等[25]将制备的PLGA支架在除去表皮后移植软骨细胞,发现有大量的细胞粘附和生长。Barry等[26]按照之前的工艺[18]制备了多孔橡胶/甲基丙烯酸酯,通过在泡沫结构上培养成神经细胞瘤,观察到细胞在支架内部扩散,说明孔洞存在一定的贯通性。Mathieu等[27]研究陶瓷/聚乳酸复合支架发现较慢的冷却速率会诱导支架形成较大和贯通性好的孔洞结构,且陶瓷颗粒趋向于分布在复合支架的孔壁。此外,Mathieu等[28]还研究了聚乳酸/磷酸三钙(PLA/TCP)和PLA/HA泡沫形态的各向异性,这对于方向性组织再生非常有用。Georgiou等[29]为了强化发泡,用PLLA和磷酸盐玻璃复合物制备多孔支架。Jen- kins等[30]研究发现由于PCL具有部分结晶,在大孔结构的内部表面呈现出微孔结构,从而有利于细胞粘附。Tai等[31]通过优化共聚物成分比例、分子量以及工艺参数,制备了孔洞部分贯通、且无致密表皮的PLGA多孔结构。Luetzow等[32]研究小分子模型药物对多孔材料的修饰作用,发现小分子药物载入量达到43%(w/w)时,结晶尺寸达到3mm,从而极大地修饰了多孔支架的内部结构。Velasco等[33]也尝试在部分可降解的PMMA/PLA材料中载入布洛芬,支架孔洞贯通率达到64%。

SC-CO2辅助起泡技术工艺简单,无需使用有机溶剂,但在起泡过程中聚合物体积增大会导致样品直径和形状不容易控制,致密的外部表层结构会导致孔洞之间贯通性较差, 且多孔结构内部缺乏模拟天然细胞外基质的纳米纤维。此外,SC-CO2辅助起泡技术要求聚合物和SC-CO2亲和性好, 限制了材料的选择。

1.2 SC-CO２辅助相分离

诱导相分离的方式主要有热力学诱导相分离和溶剂诱导相分离。其中最为常见的是溶剂诱导相分离,将聚合物溶液倒入一个容器中,然后将整个容器浸入另外一种非溶剂中,聚合物不溶于非溶剂,但非溶剂和聚合物的溶剂相溶,发生接触形成溶液,随后发生相分离形成不同的结构[34]。通过选择合适的工艺条件,相分离可以获得相互贯通的多孔结构。例如,利用相分离工艺制备可生物降解且相互贯通的PLA微孔结构[35，36]。相分离过程相对简单,但对溶剂/非溶剂的选择有限制,同时还存在后处理时间长和终产物中有机溶剂残留等问题。

SC-CO2辅助相分离工艺以SC-CO2作为抗溶剂,基于SC-CO2传质性能快速干燥聚合物和快速除去溶解聚合物的有机溶剂,通过改变压力和温度来调节多孔结构形态和孔尺寸[37]。SC-CO2辅助相分离在组织工程领域的应用较多,如Tsivintzelis等[38]提出加入纳米颗粒制备聚乳酸支架,可以强化聚合物基质。Duarte等制备了具有粗糙的表面和大孔结构的淀粉/聚乳酸(SPLA)[39]和壳聚糖/聚乳酸[40],这些结构具有强化传递性能和增加细胞粘附的作用,且能够诱导干细胞向成骨细胞分化。Duarte等[41]还在聚乳酸支架中加入生物活性玻璃微球,发现在模拟体液环境下,生物活性玻璃诱导骨样磷灰石层的形成,有利于骨组织的再生。

SC-CO2辅助相分离技术主要用于二维多孔膜的制备, 然而对于一些半结晶型聚合物,如聚偏氟乙烯-六氟丙烯(PVDF-HFP),同样可采用SC-CO2辅助相分离技术构建三维结构[42]。笔者[43]以碳酸氢铵为致孔剂,在不同溶剂作用下,通过SC-CO2辅助相分离制备了具有不同三维结构的聚乳酸多孔支架(如图1所示),拓宽了SC-CO2辅助相分离技术在组织工程领域的应用范围。

1.3 SC-CO２辅助干燥

基于SC-CO2与有机溶剂的高度亲和性以及超临界状态下的零表面张力,SC-CO2辅助干燥法在溶剂浇筑/颗粒滤沥、离子液体去除和凝胶干燥等方面也起着积极的作用。

1.3.1 溶剂浇筑/颗粒滤沥

溶剂浇筑/颗粒滤沥工艺是将溶解在有机溶剂中的聚合物溶液浇筑在致孔剂周围,通过蒸发或冻干除去有机溶剂, 最后滤除复合物中的致孔剂获得多孔聚合物结构。常用的致孔剂有氯化钠[44]、蔗糖[45]、脂质[46]和石蜡[47]等。基于SC- CO2与有机溶剂和致孔剂(石蜡)[48]良好的亲和性,使用SC- CO2一步除去溶剂和致孔剂,简化工艺流程,获得可控孔隙率和贯通性的多孔支架。

1.3.2 离子液体去除

对于一些在普通有机溶剂中难溶解或不溶解天然高分子材料,如丝素和壳聚糖等,可以溶解在离子液体中,以拓宽其应用领域。Silva等[49]利用离子液体制作了可用于软骨组织再生的丝素水凝胶。Ma等[50]发现用(Gly· HCl)-[Bmim]·Cl离子液体作为壳聚糖溶剂,通过纺丝技术制备的纤维,其强度比采用醋酸时好。Tsioptsias等[51]利用[Bmim]·Cl溶解纤维素,在室温下形成凝胶,然后浸入水或甲醇中除去离子液体,得到孔洞相互贯通的微孔纤维结构, 并在随后的研究中用SC-CO2辅助技术改善和修饰了离子液体去除工艺[52]。此外,Silva等[53]先将制备的几丁聚糖/ [Bmim]·Cl凝胶浸入乙醇中除去大量的离子液体,再经SC-CO2/乙醇混合物萃取和纯SC-CO2萃取后,获得微孔几丁聚糖结构,且无细胞毒性,说明SC-CO2辅助工艺在去除离子液体方面非常高效。

1.3.3 凝胶干燥

凝胶干燥法可制备相互交联的纳米纤维结构,但缺少容许细胞在支架中迁移和扩散的大孔结构。为此,Ma等[54]通过添加致孔剂,制备了具有孔隙率高、贯通性好、微米和纳米结构特征共存的三维多孔支架。然而,该方法很难除去残留在纳米网状结构内部的有机溶剂,同时由于溶剂表面张力作用,多孔结构在干燥时局部经常塌陷。

为此,Reverchon等[55]提出了SC-CO2辅助干燥凝胶工艺,他们先在聚乳酸/二氧六环/乙醇溶液中加入果糖作致孔剂,制备聚乳酸凝胶,然后经SC-CO2辅助干燥除溶剂和水滤沥除致孔剂,制备聚乳酸多孔支架。结果表明,支架的孔隙率高(>90%)、机械强度好(>81kPa)、有机溶剂残留量低(<5×10-6),且不存在结构塌陷。随后,Reverchon等[56]通过填充纳米HA进入聚乳酸溶液提高了支架的机械强度,压缩模量高于100kPa,即SC-CO2辅助凝胶干燥克服了支架内部有机溶剂残留和凝胶干燥结构塌陷的问题。

1.4 SC-CO２辅助静电纺丝

SC-CO2辅助静电纺丝法是在SC-CO2作用下,高分子材料经高压静电作用形成纤维结构。Levit等[57]在不使用有机溶剂的情况下,制备了直径在100~350μm的聚二甲基硅氧烷(PDMS)和PLA纤维。该方法无需使用有机溶剂,通过SC-CO2的软化作用降低聚合物粘度,从而促进聚合物形成纤维,然而在聚合物材料的选择上受限。在有机溶剂作用下,Lee等[58]通过改变温度和压力条件,制备了直径在150 nm~10μm不同形貌的中空纤维结构聚乙烯吡咯烷酮(PVP)。随后,Liu等[59]在此基础上制备具有中空或多孔结构的PVP和PVDF微米/亚微米纤维结构。SC-CO2辅助静电纺丝法克服传统静电纺丝法有机溶剂残留量高的问题,比较适合于制备多孔纤维平面结构,但在支架的力学性能和孔隙率方面仍需要加以改进。

1.5 SC-CO２辅助乳液模板

乳液模板技术已广泛用于三维支架的制备,然而该方法制备支架时有机溶剂的使用量大(75%~90%)且模板很难除去,而以SC-CO2替代有机溶剂的SC-CO2乳液模板法利用CO2在降压时转化成气体除去,从而克服了上述模板难除去和有机溶剂残留的问题[63]。如Butler等[60]首先用聚全氟甲基异丙基醚(PFPE)和聚乙烯醇(PVA)来制备稳定的丙烯酰胺乳液,然后在一定的温度下进行聚合反应,反应结束后降压排出CO2,制备出孔洞相互贯通的聚合物支架。然而该方法因使用不降解的表面活性剂以及孔洞平均孔尺寸(~50 μm)较小,而在组织工程领域的应用方面受到一定限制。 Partap等[64]利用SC-CO2作为模板有机相和酸的来源,释放螯合的钙离子,海藻酸发生交联形成开孔和相互贯通多孔水凝胶,称为反应型乳液模板。Bing等[61]在表面活性剂FC4430的作用下,通过在多孔聚丙烯酰胺(PAM)基质中同位形成CaCO3晶体,制备了孔洞相互贯通的CaCO3/PAM三维支架。Palocci等[62]用相同工艺制备了孔洞相互贯通的甲基丙烯酸糖酐(DMA)多孔结构,通过调节分散相的体积比控制多孔结构的形态,调节表面活性剂的浓度控制孔的尺寸和贯通性。SC-CO2辅助乳液模板法克服传统乳液模板法使用大量有机溶剂的缺点,在三维多孔支架的制备上具有很大的发展潜力。

2 展望