|
可降解聚合物用作骨组织工程细胞外基质材料的研究进展其它医学
|
|
【中医养生学论文】
关键词： 可降解聚合物 骨组织工程细胞外基质材料 进展组织工程学是近年来 发展 起来的一门新学科。它是 应用 生物学和工程学的原理 研究 开发能够修复、维持或改善病损组织功能的生物替代物的一门学科。 方法 是体外分离、培养细胞，将一定量的细胞种植到具有一定空间结构的三维支架上，然后将此细胞-支架复合物植入体内或体外继续培养，通过细胞间的相互粘附、增殖和分化，分泌细胞外基质，从而形成具有一定结构和功能的组织或器官。 目前 ，应用组织工程方法研究制备出人工骨、软骨、皮肤、肌腱、血管甚至人工胰、人工肝等，其中骨组织工程研究进展较快，已经利用组织工程化骨修复骨缺损取得成功［1］。但是，在骨组织工程研究中还存在许多困难，其中理想的细胞外基质材料的选择和制备是骨组织工程中十分重要而迫切的任务，也是组织工程化骨组织能否应用于临床的重要 影响 因素之一。
1 骨组织工程细胞外基质材料应具备的条件
理想的骨组织工程细胞外基质材料的要求有［2，3］：1.良好的生物相容性：除满足生物材料的一般要求，如无毒、不致畸之外，还要有利于种子细胞的粘附、增殖和降解产物对细胞无毒害作用，不引起炎症反应，甚至利于细胞的生长和分化。2.良好的生物降解性：基质材料在完成支架作用后应能降解，降解率应与组织细胞生长率相适应，降解时间应能根据组织生长特性作人为调控。3.具有三维立体多孔结构：基质材料可加工成三维立体结构，孔隙率最好达90%以上，具有高的面积体积比。这种结构可提供宽大的表面积和空间，利于细胞粘附生长，细胞外基质沉积，营养和氧气进入，代谢产物排出，也有利于血管和神经长入。4.可塑性和一定的机械强度：基质材料具有良好的可塑性，可预先制作成一定形状，并具有一定的机械强度，为新生组织提供支撑，并保持一定时间直至新生组织具有自身生物力学特性。5.良好的材料-细胞界面：材料应能提供良好的材料细胞作用界面，利于细胞粘附、生长，更重要的是能激活细胞特异基因表达，维持正常细胞的表型表达。
2 人工合成可降解聚合物在骨组织工程中的应用
目前可用作成骨细胞种植基质材料的生物可降解聚合物主要有：聚乳酸(polylactic acid,PLA)、聚乙醇酸(polygiycolic acid, PGA)、聚偶磷氮(polyphophazenes)、聚原酸酯(polyorthoester,POE)、聚己内酯(polycaprolactone,PCL)、聚酯氨酯(polyesterurethane)、聚酸酐亚胺共聚物(polyanhydride-co-imides)、聚羟丁脂(polyhydroxyrate,PHB)及其共聚物等。这些聚合物作为细胞外基质材料各有其优缺点，下面介绍几种生物可降解聚合物在骨组织工程中的应用情况。
2.1 聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)及其共聚物
PLA、PGA均属α-聚酯类。PLA有三种异构体，PDLA、PLLA、PDLLA，在体内降解生成乳酸，是糖的代谢产物；PGA在体内降解为羟基乙酸，易于参加体内代谢。聚合物中酯键易于水解，属非酶性水解。共聚物的降解时间可通过改变两者的比例来调控，约为几周到几年。这类聚合物属热塑性塑料，可通过模塑(moulding)、挤压(extrusion)、溶剂浇铸(solvent casting)等技术加工成各种结构形状。因其降解产物无毒及良好的生物相容性，PLA、PGA已被美国FDA批准广泛用于临床，用作医用缝线、暂时性支架和药物控释载体。Vacanti［4］首先将PGA、PLA用作软骨细胞体外培养基质材料，通过组织工程方法获得新生软骨成功，此后，PLA、PGA及其共聚物被广泛用于组织工程各类组织细胞种植的基质材料，如软骨、骨、肌腱、小肠、气管、心脏瓣膜等，取得了初步成功。
2.1.1 PLA、PGA及其共聚物在骨组织工程中应用的主要结构形式。
PLA、PGA及其共聚物在骨组织工程中应用的主要结构形式有纤维支架、多孔泡沫以及管状结构等［3］。
纤维支架是由PGA或其他结晶态材料组成。PGA通过挤压制成10～15μm的纤维，再通过编织加工技术形成编织状或无纺状结构，孔隙率可高达97%，面积体积比高达0.05μm-1。但是这样形成的支架不能承担压力，要将无纺PGA纤维支架中邻近纤维通过物理键合方式连接才能提高其机械强度。一般有两种方法：一是用另一种聚合物包埋，多用PLLA或PLGA；第二种方法是热处理，以PGA纤维为基础的支架容易塑形成多种形状，用作软骨细胞、成骨细胞、肝细胞、平滑肌细胞、内皮细胞、小肠表皮细胞、皮肤成纤维细胞、尿道上皮细胞等的外基质材料。
Breitbart［5］等将PGA无纺纤维支架制成直径15mm、厚2mm的圆盘状，复合体外培养的兔骨膜成骨细胞，植入修复兔颅骨直径为15mm的全层骨缺损。4周后缺损区有骨岛形成，12周后缺损区大量骨生成，完全修复骨缺损。
高度多孔PLLA或PLGA泡沫为组织细胞提供三维立体生长空间，是一种理想的结构形式。目前制作多孔泡沫的主要技术包括溶剂浇铸(solvent casting)、微粒滤除(particulateleaching)、相分离(phase separation)和气体发泡(gas foaming)。这些技术制成的泡沫孔隙率高达94%，且由于连续的固相结构，其抗压强度达104Pa左右，远高于未链接的纤维支架的强度(约102Pa)。尤其是Mooney［6］采用气体发泡技术，即将PLGA固体室温暴露于5.5MPa高压CO2气体72h达溶解饱和，然后将气压降至大气压水平，聚合物中CO2溶解度迅速下降，产生大量的CO2气腔，最终形成多孔泡沫样结构，孔径约100μm，孔隙率达93%。这种利用CO2热不稳定性制成的PLGA泡沫，避免了有机溶剂的细胞毒作用和高温处理的影响，是一种较理想的细胞种植载体，尤其有利于负载生长因子作用于种植细胞。
Ishaug［7］等将大鼠骨髓基质细胞种植于PLGA泡沫，再将复合物移植于大鼠肠系膜观察其成骨能力。组织学检查发现7天后复合物中即可见矿化骨组织，7周后，孔径为150～300μm的泡沫复合物中矿化骨组织厚度达370±160μm。可见，此泡沫复合物显示出良好的成骨效应。
2.1.2 PLA、PGA及其共聚物用作骨组织工程细胞外基质材料的不足之处和改善方法
虽然PLA、PGA及其共聚物在组织工程中应用较为广泛，但仍然存在一些 问题 ，学者们也探讨了相应的改进方法。(1)亲水性不足，细胞粘附力较弱：以PLA包埋的PGA无纺纤维支架亲水性差、细胞粘附力弱的问题一直困扰着组织工程学家，人们一直在寻找解决这一问题的方法。Mikos通过乙醇和水两步预湿的方法，有效地对支架进行预湿，增强了亲水性，促进了细胞在支架表面均匀分布，并将有利于体内移植后纤维血管的长入。刘彦春［8］等选择卵磷脂和多聚赖氨酸共同包埋PGA+PLA，也显著提高了支架的亲水性和细胞吸附力。(2)引起无菌性炎症：临床上PLA、PGA的应用过程中发现患者出现非特异性无菌性炎症反应率较高，约为8%［9］。Spenel［10］的实验中提出中分子量降解产物可增加非感染炎性反应，PLA平均分子量低于20000时，无菌性炎症发生率较高，使用高分子量PLA可延迟但不能消除这一反应。目前认为出现无菌性炎症的原因可能与聚合物降解过程中酸性降解产物引起局部pH值下降有关［11］。因此，有学者将碱性物质，如碳酸钙、碳酸氢钠、钙羟基磷灰石引入聚合物中，可代偿聚合物降解引起的pH值下降，有助于防止无菌性炎症的发生［12］。(3)机械强度不足：单纯编织成的PGA无纺纤维支架不具备一定的抗压强度，通过聚合物包埋或热处理虽然可改善其机械强度，但仍然存在抗压强度不足的缺陷。Devin［13］将羟基磷灰石(HA)与50∶50PLGA共聚物组成多孔复合基质材料，实验表明复合材料抗压弹性模量随HA成分增加而增加。聚合物降解后，含50%HA的复合材料模量为1459MPa，而不含HA的基质材料模量为293MPa。同时，HA的引入也延缓了聚合物的降解时间。含10%HA的复合材料6周内可完全降解，而含50%HA的复合材料则相对稳定。因此，将钙磷陶瓷引入PLGA共聚物，可改善PLGA的机械性能差、降解速度快、骨结合力弱等缺点。(4)其他：如聚合物中残留的有机溶剂的细胞毒作用，和可能引起的纤维化及与周围组织的免疫反应等问题［14］。
2.2 聚丁酸(polyhydroxybutyrate,PHB)
PHB最早由Lemoigne(1964)从细菌中分离出来，随后在诸多细菌，如巨杆菌属、红螺菌属等的胞浆颗粒中均发现有这种聚合物。在人体血液中也少量存在。PHB是由3-羟基丁酸通过酯键链接而成。PHB最早被美国ICI农业食品组织用作动物饲料，后来人们发现PHB具有压电效应，十分适合作为骨折固定材料，但由于单纯PHB易碎、热不稳定、降解时间长、可塑性和机械性能差等缺点限制了它的广泛应用。
将聚羟戊酸(PHV)引入PHB主链，形成PHBV共聚物，由PHB和0～24%PHV组成，可改善PHB的上述缺点。PHBV可在较低的温度下加工塑形，避免了PHB的热降解问题。PHBV通过微生物酶解和水解作用而发生降解，水解作用主要与环境酸碱度有关。Rivard［15］用PHB/9%PHV组成的PHBV共聚物制成三维立体泡沫用作软骨细胞、成骨细胞培养支架，细胞均匀地分散在整个聚合物基质中，呈良好的粘附、增殖状态，并在培养21天时细胞生长达最大密度。但PHBV共聚物还存在机械性能差、骨结合力弱等问题。
为改善这些缺点，有人将可溶性磷酸盐玻璃、HA、磷酸三钙(TCP)等与PHBV组成复合物。可溶性磷酸盐玻璃虽然有助于提高机械强度，但其光滑表面不利于与PHBV的物理结合，且早期溶解率高，释放出大量Na+、P5+和Ca2+，引起较强的组织反应，软组织增生，而新骨生长被抑制。HA可以提供粗糙表面，有利于PHBV与之结合，且HA还具有良好的骨结合力，有利于新骨组织长入，但存在降解难的问题。相比之下，TCP具有较好的生物降解及良好的骨结合力，用TCP作为PHBV的添加剂既有效地增加了机械强度，又提高了骨结合力，对PHBV的降解影响小［16］。
2.3 聚偶磷氮(polyphosphazenes)
Allock最早通过聚二氯化偶磷氮与氨基酸酯反应制得含氨基酸酯取代基的聚有机偶磷氮(poly (organo) phosphazenes)。这种聚有机偶磷氮具有良好的生物相容性，降解产物无毒，逐渐被用作药物控释载体。聚有机偶磷氮降解是通过氨基酸酯的水解，生成羧酸，再催化主链的裂解。因此通过调节水解不稳定性的氨基酸酯取代基与主链的化学组成可以实现聚合物降解速度的调控。其完全水解产物对人体基本无毒害作用。
Laurencin［17］等将聚有机偶磷氮用作成骨细胞培养载体，发现取代基为乙基甘氨酸酯的聚有机偶磷氮不仅有利于细胞的粘附生长，而且可提高聚合物的降解率。在此基础上，通过盐析技术制成具有三维立体结构的聚甲基苯氧基乙基甘氨酸偶磷氮(poly［(methypheoxy)(ethyl glycinato) phosphazene］)，平均孔径165μm，分布均匀，孔隙之间相互 交通 。将成骨细胞种植其上，培养第1天成骨细胞就从材料表面长入孔隙内，并在21天的培养期中细胞以恒定速度增殖，呈现出良好的生物相容性。
2.4 聚酯氨酯(polyesterurethane)
Saad［18，19］等最近开发出一种可降解高度多孔的聚酯氨酯泡沫，孔径大小为100～150μm。降解产物为聚(R)-3-羟基丁酸(PHB-P)，呈小结晶颗粒状，直径为2～20μm。
他们用巨噬细胞株J774、大鼠原代成骨细胞、成骨细胞株MC3T3-E1分别与泡沫体外培养检测了聚酯氨酯泡沫的生物相容性。观察显示成骨细胞与巨噬细胞均呈正常形态，未见细胞损伤征象，未见巨噬细胞中有明显TNF-α、NO产生。与组织培养的聚苯乙烯(tissue culture polystyrenes,TCPS)相比，聚酯氨酯泡沫显示出更强的促细胞粘附、增殖作用。大鼠原代成骨细胞、MC3T3-E1细胞株在聚酯氨酯泡沫上粘附率分别是TCPS的1.4倍和1.8倍，细胞倍增时间也由6天和8天左右缩短至5天左右，8天后细胞多层生长并移入孔内。另外，泡沫上成骨细胞亦呈现良好的成骨细胞表型，分泌高浓度的Ⅰ型胶原，培养12天ALP活性、骨钙素水平呈持续升高趋势，说明聚酯氨酯泡沫不影响成骨细胞表型表达。
聚酯氨酯的降解产物为PHB-P，成骨细胞表现出对PHB-P的微弱吞噬功能。但当PHB-P浓度大于400pg/个细胞时，对成骨细胞有微弱毒害效应。进一步研究表明，成骨细胞不仅参与PHB-P的吞噬，而且在低PHB-P浓度下，这种吞噬作用还伴随ALP活性变化。PHB-P有助于成骨细胞的ALP活性提高，呈剂量和时间依赖关系。实验中可见2mgPHB-P的浓度作用于成骨细胞4天，ALP活性达高峰，但对胶原和骨钙素的表达无明显影响。
2.5 聚酸酐(polyanlydrides)
聚酸酐是由羧酸聚合而成，性质活泼，遇水极不稳定。脂肪簇聚酸酐在几天内完全降解，而芳香簇聚酸酐则需几年时间才能降解完全。综合两者的特点，通过调整主链中两种单体的组成比例来调控材料的性能和降解速度。毒 理学 评价表明，聚酸酐的体内生物相容性非常理想，被广泛用于药物控释体系。
Attawia［20，21］将酸酐和亚胺聚合成共聚物用作成骨细胞培养载体。其中亚胺成分由苯均四酸亚胺丙氨酸(pyromellitylimidoalanine)或偏苯三酸亚胺甘氨酸(trimellitylimidoglycine)组成，酸酐成分由皮脂酸(sebacic acid)或1，6-二羧基苯氧己烷组成。将共聚物制成圆盘状，与成骨细胞株MC3T3-E1共同培养，发现24小时内，酸酐单体为1，6-二羧基苯氧己烷的共聚物培养体系中，细胞粘附良好，形态正常。而单体为皮脂酸的共聚物培养体系中，由于聚合物表面的快速降解，导致细胞不粘附。在此基础上，进一步研究了在共聚物降解产物苯均四酸亚胺丙氨酸和苯均四酸存在的情况下，成骨细胞仍能维持特征性的多角形，在21天的培养期内维持分泌骨钙素的成骨细胞表型。这种亚胺酸酐共聚物对成骨细胞有良好相容性，不影响表型表达，但其中的亚胺成分可能对细胞生长有影响。
3 人工合成可降解聚合物用作骨组织工程细胞外基质材料的前景与展望
现有的骨替代材料用作骨组织工程细胞外基质材料都或多或少的存在一些缺点。生物类材料如同种异体骨、异种骨等虽然经过一定的物理化学方法处理，消除了部分抗原性，其天然的多孔隙结构也解决了人工合成材料在孔隙率、孔隙交通、孔隙大小等方面的制作难题，但仍然存在来源不足、传播某些传染病隐患、抗原性消除不确定以及力学强度不足、降解快等缺陷；钙磷陶瓷类材料具有三维孔隙结构，骨亲和力强，材料表面降解形成的微碱性环境十分利于成骨细胞粘附、增殖和成骨等优点，但脆性大、降解难限制了其在骨组织工程中的应用；天然高分子聚合物如胶原、纤维蛋白等有良好的生物相容性，利于成骨细胞的粘附、增殖和分化，但由于缺乏一定的机械强度故也难于单独作为成骨细胞基质材料。
人工合成可降解聚合物材料由于其组成成分、分子量、表面微结构、大体形态、机械性能、降解时间等都能预先设计和调控，最后基本降解完全，避免了长期异物反应的危险，但是相比天然生物材料，人工合成材料最大的缺点是缺乏细胞识别信号，不利于细胞特异性粘附及特异基因的激活。为了增强材料对成骨细胞的粘附力，采取吸附或溶剂链接的方法，将纤维连接蛋白(fibronectin,FN)、胶原或某些促细胞粘附氨基酸短肽如精氨酸-甘氨酸一天冬氨酸(Arg-Gly-Asp,RGD)短肽和天冬氨酸-甘氨酸-谷氨酸-丙氨酸(Asp-Gly-Glu-Ala，DGEA)短肽引入基质材料的表面或整体，必将促进细胞粘附，增强生长代谢。
相信随着材料 科学 及其制作加工工艺的不断发展，以及对材料-细胞相互作用研究的不断深入，以合成可降解聚合物为主要成分的有利于成骨细胞粘附和分化的新型基质材料在骨组织工程研究领域必将展现喜人的应用前景。
参考 文献
［1］ Puelacher WC, Vacanti JP, Ferraro NF, et al. Femoral shaft reconstruaction using tissue-engineered growth of bone. Int J Oral Maxillofac Surg, 1996,25:223-238
［2］ Freed CE, Vunjak-novakovic G, Iron KJ. Biodegradable polymer scaffolds for tissue engineering. Biotechnology N.Y.1994,12(7):689-693
［3］ Kim BS, Mooney DJ. Development of biocompatible synthetic extracellular matrices for tissue engineering. Trends Biotechnol,1998,16(5):224-230
［4］ Vacanti CA, Upton J. Tissue-engineered morphogedesis of cartilage and bone by means of cell transplantation using synthetic biodegradable polymer matrices. Clin Plant Surg, 1994,21(3):445-462
［5］ Breitbart S, Graride DA, Keler R. Tissue engineered bone repair of calvarial defects using cultured periosteal cells. Plast Reconstr Surg,1998,101(3):567-574
［6］ Mooney DJ, Baldwin DF, Suh NP, et al. Novel approach to fabricate poorous sponges of poly (DL-lactic-co-glycolic acid) without the use of organic solvents. Biomaterials, 1996,17(14):1417-1422
［7］ Ishaug SL, Crane GM, Gurlek A, et al. Ectopic bone formation by marrow stromal osteoblast transplantation using poly(DL-lactic-co-glycolic acid) foams implanted into the rat mesentery. J Biomed Mater Res,1997,36(1):1-8
［8］ 刘彦春，王炜，曹谊林等.卵磷脂、多聚赖氨酸和PLA包埋PGA与软骨细胞体外培养的实验 研究 .实用美容整形外科杂志，1997；8(5)：225-227
［9］ Peppas HA, Lanser R. New challenges in biomaterials. Science, 1994,263:1715-1720
［10］ Lam K, Esselbrugge H, Schakenraad J, et al. Biodegradable of porous versus non-porous poly(L-lactic acid)films. J Mater Sci:Mater Med, 1994,5(2)101-110
［11］ Uganuma J, Alexander H. Biological response of intramedullary bone to poly-L-lactic acid. J Appl Biomat, 1993,4(1):13-16
［12］ Agrawal C, Achanasion KA. Technique to control pH in vicinity of biodegrading PLA-PGA implants. J Biomed Mater Res,1997,38(2):105-114
［13］ Devin JE, Attawia MA, Laurencin CT. Three-dimensional degradable porous polymer-ceramic matrices for use in bone repair. J Biomater Sci Polymer,1996,7(8):661-669
［14］ Sims CD, Butler PE, Cao YL, et al. Tissue engineered neocartilage using plasma derived polymer substrates and chondrocytes. Plast Reconstr Surg,1998,101(6)1580-1585
［15］ Rivard CH, Chaput C, Rhalmi S,et al. Bio-absorbable synthetic polyesters and tissue regeneration. A study of three-dimensional proliferation of ovin chondrocytes and osteoblasts. Ann Chir,1996,50(8):651-658
［16］ Knowles JC. Development of a natural degradable polymer for orthpaedic use. J Med Engin Technol,1993,17(4):128-137
［17］ Laurencin CT, El Amim SF, Ibim SE, et al. A highly porous 3-dimensional polyphosphazene polymer mareix for skeletal tissue regernaration. J Biomed Mater Res, 1996,30(2):133-138
［18］ Saad B, Matter S, Ciarddelli G, et al. Interaction of osteoblasts and macrophages with biodegradable and highly porous polyesterure thane foam and its degradation products. J Biomed Mater Res,1996,32(3):355-366
［19］ Saad B, Ciardelli G, Matter S, et al. Degradable and highly porous polyesterurethane foam as biomaterial:effects and phagocytosis of degradation products in osteoblasts. J Biomed Mater Res,1998,38(4):594-605
［20］ Attawia MA, Uhrich KE, Botchwey E, et al. Cytotoxicity testing of poly(anhydride-co-imides) for orthopedic applications. J Biomed Mater Res,1995,29(10):1233-1240
［21］ Attawia MA, Uhrich KE, Botchwey E, et al. In vitro bone biocompatibility of poly (anhydride-co-imides) containing pyromellitylimidoalanine. J Orthop Res,1996,14(3):445-454
|
|
|
广告服务