聚氨酯組織工程支架的研究進展

魏建軍 潘博 蔣海越

聚氨酯(Polyurethane，PU)材料以其原料來源豐富、加工方式多樣、性能優異且覆蓋范圍寬，而應用于生產、生活的多個領域。商業用途的PU早在20世紀30年代即投入應用，而醫療用途的PU在20世紀60年代初才開始應用。由于聚合鏈中的氨基甲酸酯鍵與氨基酸的結構相近，因而具有良好的生物相容性。早期PU材料主要應用于心血管和骨科疾病的治療，其后逐漸推廣到其他領域。伴隨組織工程研究的開展，PU因其分子結構多樣化、功能基團可修飾的性質，被制備為性能各異、用于多種組織構建的支架。現就目前相關研究進展綜述如下。

1 PU材料的構成

PU材料軟、硬段各自形成不同的微區分散在PU基體中，形成微相分離結構。軟段與硬段的結構與組成、－NCO的含量均影響支架的性能。軟段相區主要影響支架的彈性。軟段所含多元醇包括聚醚型、聚酯型、聚醚酯型和聚烯烴型。在PU結構中各種基團的水解穩定性順序為:醚基氨基甲酸酯基脲基縮二脲基脲基甲酸酯基酯基，而極性順序則正相反。聚碳酸酯的抗氧化能力比傳統的聚醚更強。將聚己內酯和聚碳酸1,6-己二醇酯分別以100/0、75/25、50/50、25/75和0/100的摩爾比混合作為軟段，隨著后者的含量升高，PU降解逐漸減慢，而柔軟度和可擴張性逐漸增加[1]。硬段相區決定材料的硬度、拉伸強度和抗撕裂強度。隨著硬段相的增加，聚氨酯從軟段為連續相向硬段為連續相過渡，軟段與硬段間的氫鍵數增多，材料從韌性轉變為脆性。商業化的異氰酸酯單體多為二異氰酸酯。用三異氰酸酯做硬段合成PU，其機械性能的范圍大于二異氰酸酯合成的PU[2]。

2 生物穩定性和生物降解性

特有的聚合鏈骨架，使PU材料具有特殊的穩定性。但是，長期植入體內的PU在應力和離子氧化的作用下會逐漸降解。以聚碳酸酯主鏈替代聚醚或者用硅氧烷修飾鏈端基，可以提高材料的生物穩定性。Raghunath等[3]將兩種方法結合，用多面體低聚硅倍半氧烷和聚碳酸酯反應，硅氧烷端基匯聚于材料表面，形成一層抗氧化屏障，使聚碳酸酯型聚氨酯的生物穩定性進一步增強。隨后，Raghunath將聚已酸內酯和聚碳酸酯以8∶2的比例混合，制成降解速率可控的納米復合物。紅外光譜分析顯示，受水解酶和血漿蛋白的作用，在維持機械性能穩定的同時，軟段和硬段逐漸降解。

合成可生物降解型PU支架主要是在軟段相中引入可降解性基團，通過選用不同的軟段及調節軟、硬段的比例，控制支架的降解速度。降解速度較快的聚酯包括聚乳酸(PLA)、聚乙交酯(PGA)、聚己內酯(PCL)等[1]。而采用降解產物無毒的飽和環族二異氰酸酯、脂肪族二異氰酸酯或三異氰酸酯為硬段，也可以調整材料的降解速率[2]。

3 形狀記憶功能

PU形狀記憶效應的基本原理:PU分子的軟段和硬段的聚集狀態、熱行為不同，二者導致分子間的相分離，賦予PU形狀記憶功能。軟段為線性鏈段，是可逆相，其玻璃化溫度(Tg軟段)較低，發生形變后，當溫度超過軟段的Tg時，軟段恢復常態。硬段為氨基甲酸酯聚集成的微區，具有較高的Tg硬段。當溫度處于Tg軟段和Tg硬段之間時，對材料施加外力，不會造成永久形變[4]。Ajili等[5]將聚己內酯型聚氨酯和聚己酸內酯以70/30的比例混合，制備回復溫度在36.5℃的支架。軟段的結晶性和硬段的共價交聯均可影響形狀記憶功能，而后者的影響較大[4]。

與其他記憶材料相比，形狀記憶聚氨酯具有以下優勢:原料價格便宜，容易獲取；原料品種多，成品性能廣泛，形狀記憶恢復溫度范圍寬；加工方式多，塑形方便；性狀穩定，耐腐蝕；電絕緣性好，保溫效果好；重量輕，運輸、生產及使用方便；形變量大，易變形。但是，材料的回復應力較小。

4 加工方法

最初，聚氨酯彈性體按照加工方法分為澆鑄型、熱塑型和混煉型，其后出現反應注射模塑和水性聚氨酯等。提高支架的孔隙率可以增加細胞與材料的接觸面積，提高結合力[6]。傳統制備多孔材料的方法有微相分離法、鹽析法、濕紡法、冷凍干燥法和發泡法。將上述方法進行改進和組合，可在提高材料性能的同時，避免使用有毒試劑。Rowlands等[7]利用熱致相分離技術，以聚乳酸－乙醇酸(PLGA)提供羥基，生成彈性TPU。Heijkants等[8]利用熱致相分離法結合鹽析法，將兩種PU材料復合，支架孔間溝通緊密。在不使用有毒試劑的情況下，可以對孔隙率、孔徑和孔間交通通路進行調節。獲得的材料的孔隙率為76%～84%，其彈性模量在200 kPa～1 MPa之間。Grenier等[9]應用壓差微粒鹽析法，以氯化銨和石蠟微粒制備多孔支架。Srivastava等[10]使用CO2替代發泡技術中的光氣，在不使用溶劑的情況下，合成聚氨酯和聚碳酸酯前體。使用倒相噴霧法時，隨噴槍和轉軸距離的增加，孔隙率增大，順應性也會增加[6]。液滴噴射技術結構簡單、成本低、定位精度高，但原料需制成水溶液。以99N，N－雙(2－羥乙基)－2－氨基乙磺酸作擴鏈劑，引入磺酸基，當PH值大于8.7時，聚合物離子化，可以用于液滴噴射技術[11]。另外，有學者采用靜電絲紡技術[12－13]，使網格狀支架可以誘導細胞排列、增殖和分化。當纖維直徑在0.28～2.3 μm時，直徑越大，排列越整齊，誘導效果越明顯[13]。

還有學者采用端基修飾和整合不同材料的辦法對支架材料進行改性。Eglin等[14]將法呢醇生成的類異戊二烯共價結合于聚氨酯進行端基修飾，以鹽析法制成支架。Blanco等[15]在體外構建骨髓微環境時發現，以Ⅰ型膠原蛋白(62.5 mg/mL)包裹的PU支架最符合需求。

5 釋放細胞因子的能力

不同類型PU材料的降解速率不同，當溫度或pH值變化時，某些材料會改變膨脹/收縮狀態，因此被制成藥物釋放體。有報道將該技術用于制備支架，以模擬細胞生長的體內環境。攜帶血小板源性生長因子粉末的PU支架，能在第一天釋放75%的生長因子，隨后緩慢釋放剩余的生長因子[2]。Li等[16]在發泡反應之前將骨形態發生蛋白(BMP2)粉末混入原材料，取得與上述相似的結果。其后，Li改進工藝，用PLGA包裹BMP2制成球形體，然后混入支架，BMP2持續釋放。與前期實驗相比，骨形成率大幅提高。用PLGA包裹胰島素樣生長因子(IGF1)和凝膠的混合物后，在最初的8 h內，IGF1呈爆發式釋放，隨后釋放速度變慢，至第4周時釋放速度再次加快。PLGA含量少的球囊(5 wt%)比含量高的球囊(8 wt%)的釋放速度快[12]。將生長因子與支架相結合，具有生物利用度高、釋放緩慢持久、作用直接等優點。但是，如何有效地調控生長因子的釋放周期和釋放峰值，以及縮小釋放微球的體積，是下一步研究需要解決的問題。

6 多學科應用

6.1 心臟和血管

研究表明PU材料的微相分離結構可以有效抗血栓形成、抑制血管內膜增生。應用靜電絲紡技術合成的高強度彈性體適于細胞生長，并可水解和酶解，其亞微米級網狀結構能夠誘導干細胞排列和分化[12]。該技術尚可制備適合細胞長入的三層管狀物，用于血管構建。其內、外層為PLGA，中間是PU。觀察發現，內皮細胞層完整，免疫組化染色顯示內皮細胞層和平滑肌細胞層基質豐富，管狀物的機械性能和天然血管非常接近[17]。應用1,4-二異氰基丁烷、腐胺擴鏈劑、聚己內酯和聚碳酸1,6-己二醇酯合成的聚氨酯彈性體具有上述性質。材料的玻璃化溫度和純PCL相同，是－53℃，證明了微相分離的存在。聚合物的斷裂伸長率在660%～875%之間，抗張強度在8～24 MPa之間[1]。體外實驗中，聚合物支持平滑肌細胞黏附，而且其降解產物無毒性。Heijkants等[8]將PU溶于二甲基亞砜，結合熱誘導相分離技術和鹽析法，研究聚合物的濃度和淬火溫度對孔徑分布的影響。結果發現，支架孔隙率控制在76%～84%之間，通過調整濃度和淬火溫度，可以制備特定孔隙率的材料。

在心血管組織工程化構建研究中，支架在具有生物相容性的同時，還必須具備生物降解性。通常是在軟段采用體內、外均可水解的聚酯類二醇。Fujimoto等[18]以丁基二異氰酸酯BDI、腐胺擴鏈劑和PCL 2000為原料，通過熱誘導相分離技術合成PU補片支架，孔隙率可達85%。以右室流出道缺損的大鼠為動物模型，在缺損部位植入PU支架，對照組采用聚四氟乙烯(PTFE)補片。術后第4、8、12周，取出內置物進行檢測。第4周，PU支架表面有成纖維細胞生長，其后細胞逐漸長入支架，在巨嗜細胞的持續作用下，材料逐漸降解；PTFE支架無細胞長入，免疫應答在第4周達到高峰，并逐漸減弱。心肌缺血造成的心肌細胞死亡常導致心功能下降、心室重塑或心衰。傳統的心肌整復術的效果往往差強人意，聚氨酯補片有望成為一種有效的修復材料。

6.2 骨

PU材料性能界于塑料和橡膠之間。納米羥基磷灰石(HA)脆性大。將有機聚合物PU和無機材料HA制成復合材料，可以達到增加強度和增加韌性的雙重目的，以該材料制備的骨支架中的PU模擬膠原等有機質，羥基磷灰石模仿鈣、磷礦物質[19]。鹽析法結合相分離法可以在不使用有毒溶劑的情況下生成特定孔隙率的支架[8]。應用該方法，制備用于修復骨缺損的含有六亞甲基二異氰酸酯(HDI)、多種擴鏈劑和二元醇軟段的聚氨酯彈性體支架，支架的孔隙率大于90%。通過復合羥基磷灰石，支架表面的骨傳導性大大提高。體外實驗證明，鈣化作用有助于提高材料的親水性。體內實驗:實驗組軟段中親水性材料占70%，而對照組含30%親水性材料。親水性組分中包含聚乙烯氧化物或聚乙烯－聚丙烯－聚乙烯三嵌段氧化物二元醇，疏水性組分為PCL二元醇。在綿羊髂骨缺損處植入多孔PU支架后，周圍髂骨內的成骨細胞長入支架形成松質骨[20]。6個月以后，實驗組支架孔隙內形成的骨質的鈣磷比接近正常松質骨。親水性支架內新生骨的礦物質含量遠高于疏水性支架。材料表面均沒有密質骨形成，骨缺損表面有一層纖維結締組織覆蓋。實驗結果顯示，在1歲半至2歲的雌激素缺乏的綿羊體內，復合羥基磷灰石的支架可有效地促進骨組織再生[21]。Hafeman等[2，16]用熱誘導相分離技術，以短鏈多元醇和賴氨酸三異氰酸酯反應合成能夠穩定釋放血小板源性生長因子(PDGF)的PU。PDGF的起始負荷量對釋放動力學并沒有顯著影響。實驗通過接種骨髓來源的細胞，對釋放的PDGF進行評估，發現其生物活性可以維持21 d，到第21天，支架釋放了89%的生長因子。培養5、14、21 d后檢測發現，能夠釋放PDGF的支架上的細胞密度遠高于缺乏PDGF的支架，進一步證明PDGF保留了生物活性。材料在室溫下呈液態，為可注入式的聚氨酯，能夠作為支架和骨黏合劑。

6.3 軟骨、韌帶和平滑肌

目前軟骨構建的難點之一是促進合成正常基質。Raghunath等[3]制備了降解速率可控的聚己酸內酯/聚碳酸酯支架以促進軟骨基質形成。Eglin等[14]制備法呢醇修飾脂肪族聚氨酯支架。Ganta等[22]用蔗糖為軟段制成降解產物無毒性的支架。支架的孔徑在100～300 μm的范圍內、孔間距可以在10～2 000 μm范圍內進行調整。通過改變機械性能和孔隙率，可獲得適用于軟骨等多種組織構建的支架。Gisselfaelt等[23]應用濕紡技術，以PCL 530為原料，制備了聚氨酯韌帶。其后，Bashur等[13]應用靜電絲紡技術制備韌帶組織支架，結果顯示，當支架由亞微米級直徑的纖維整齊排列而成時，支架表面能夠形成較多的韌帶樣組織。

7 展望

起初，PU材料因其生物相容性好、機械性能覆蓋范圍寬和降解速率慢而應用于醫療領域。當組織工程研究開展后，材料學家將原有工藝結合納米技術、靜電絲紡、倒相噴霧等方法制備出眾多的PU支架材料，應用于組織工程化骨、軟骨、血管等的構建，因其具備促進細胞生長和血管化、降解速率可調、可控制性釋放生長因子等優點，而擁有廣闊的應用前景。如何將用于不同組織構建的PU支架組合在一起，形成用于構建軟骨－骨、神經－血管等復合組織(或器官)的支架，將是下一步的研究重點。

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