组织工程中常用的几种生物材料

组织工程中常用的几种生物材料_组织工程学实验技

一、天然生物材料及其在组织

工程中的应用

在组织工程支架材料上经常用到的天然高分子有胶原、甲壳素及其衍生物、透明质酸、海藻酸钠、天然珊瑚等，下面对其做一下简单介绍。

1．胶原　早在1976年美国医疗器械（medical　device）法规颁布以来，胶原蛋白所形成的产品则划归为医疗器械之列，随后由胶原蛋白所形成的产品达近10种。

胶原是人体和脊椎动物的主要结构蛋白，是支持组织和结缔组织（皮肤、肌腱和骨骼的有机部分）的主要成分，约占人体蛋白质含量的30%，已报道有19种。胶原的基本结构如图5－2所示，胶原分子是由三条α－肽链螺旋缠绕而成，每条链有1　050个氨基酸。一级结构富有脯氨酸和羟脯氨酸，第三个氨基酸总是甘氨酸。由于有规整的螺旋结构，所以胶原的免疫原性较温和。胶原分子及其纤维在生物的发育、生长、细胞分化及黏附、运动、化学趋向以及抗原抗体结合反应等均起着重要作用。

图5－2　I型胶原的分子结构图、三股螺旋、端肽与前肽微区的关系

胶原的力学性能较差，因此在应用时经常须做一些改性，在对胶原进行交联处理时，不仅要考虑所用方法的交联强度，更重要的是要考虑所用方法产生的材料稳定性、毒性、趋钙化以及抗酶降解性能等。经常用到的方法有。

（1）物理交联：采用高能辐射、紫外辐射、干热处理等都可十分有效地实现某些反应，而且不会在蛋白分子中引入新的基团（作用机制还待研究）。物理法的通用性较差，仅限于对纯化胶原重组产品的交联处理，物理交联法的优点是没有引入任何有毒物质。

（2）化学交联：化学交联剂有：甲醛、双醛淀粉、戊二醛、其他双醛、二异氰酸酯（特别是六亚甲基二异氰酸酯）、水溶性碳化二亚胺、脂肪族环氧化物、氰尿酰氯、酰基叠氮等。对胶原材料的低温等离子改性可进一步改善材料表面的生物学性能，提高其促进细胞黏附和增殖功能。化学方法存在试剂毒性及清除残留试剂的麻烦；而涂覆方法较难以形成稳定的复合材料，所以这种方法是比较好的表面改性方法。

（3）制备胶原复合材料：胶原／HAp复合材料；poly［HEMA］－胶原多孔的海绵状结构支架材料；改性壳聚糖／胶原复合材料；改性PVP／胶原复合材料；胶原与其他常用材料的复合。

胶原作为生物材料具有独特的性能，胶原能形成高强度的不溶性纤维，在成熟的组织中除起结构作用外，它对发育中的组织也有定向作用，此外，胶原的分子结构可被修饰以适应特定组织的需要。胶原具有高张力、低延展性、纤维定向性、可控制的交联度、弱抗原性、生物相容性好、植入体内无排斥反应、与细胞亲和力高、可刺激细胞增殖、分化及生物可降解性。该材料植入体内后，通常被降解成于人体无害的氨基酸或短肽，或成为组建细胞的原料，或通过新陈代谢途径排出体外。因此，胶原作为生物材料已经越来越引起医学、材料学和生物医学工程方面的广泛重视。

2．甲壳素及其衍生物　甲壳素是一种源于动物的天然多糖，在自然界中的产量仅次于纤维素而居第二位，也是现今所发现的与众多天然多糖中仅有的具有明显碱性的天然多糖，它普遍存在于虾、蟹等低等动物及昆虫等节肢动物的外壳中，也存在于真菌和藻类的细胞壁中。

甲壳素是白色固体，不溶于水、一般酸碱和有机溶剂，可溶于浓的盐酸、磷酸、硫酸和无水甲酸，但同时伴随发生降解。壳聚糖（chitosan）是甲壳素经过碱处理后的部分脱乙酰化产物，制备方法比较简单，工艺已经很成熟。甲壳素和壳聚糖的分子结构式如图5－3所示。壳聚糖为白色固体。可溶于稀盐酸、硝酸等无机酸和大多数有机酸，在稀酸中主链也会发生降解，黏度慢慢降低。壳聚糖外观呈半透明状态，晶体化程度与去乙酰化相关。50%脱乙酰化时，其晶体化程度最低。壳聚糖在体内能被溶菌酶水解，其降解速率与去乙酰化程度呈负相关，85%高度去乙酰化时，其降解过程需几个月之久。它的溶解性与pH值密切相关；pH＜5时，壳聚糖完全溶于水中形成十分黏稠的胶体，经碱化处理后，可以形成凝胶，涂布在玻片上干燥后可形成柔软的透明膜，或者经湿法纺织成纫丝、具有很高的强度和一定伸张性。因此可以利用其溶解pH依赖性，将壳聚糖改造成需要的形状和强度，如凝胶液、凝胶膜、多孔三维支架。

图5－3　甲壳素和壳聚糖的化学结构式

近年来已经提出不少新型溶剂如酰胺类溶剂，使得壳聚糖加工和进行化学反应能在均相体系或接近均相体系中进行。壳聚糖的难溶性使其在应用上受到诸多限制，其具有刚性骨架和较强的分子间氢键，使大分子具有有序的机构和三种晶型结构，但是同时具有较多的侧基官能团，可在伯胺基、伯羟基以及仲羟基上进行种种化学反应，如酯化、醚化、氧化、磺化以及接枝共聚等进行改性。

甲壳素在人体的代谢途径有二：一是在溶菌酶的作用下首先是分解成低聚物，然后经过一系列化学反应，一部分以二氧化碳的形式由呼吸道排出体外，另一部分则以糖蛋白的形式为人体吸收利用。目前，降解方法主要有化学降解（酸性条件下的降解、氧化降解等）、物理降解（γ射线辐射、光降解、超声波降解等）和生物降解（酶解）三大类。

在组织工程支架材料上的应用，壳聚糖溶液经冷冻干燥后可得到多孔的支架材料，扫描电镜如图5－4所示。现在单纯的甲壳素及其衍生物已很难满足需要，经常需要进行改性，如乙二醛、戊二醛、双醛淀粉是壳聚糖经常用的交联剂。由于壳聚糖分子链上的活性基团很多，可以进行接枝共聚反应进行改性。

图5－4　壳聚糖海绵多孔材料的扫描电镜照片

3．透明质酸（HA）　透明质酸（Hyaluronic　acid，HA），又名玻璃酸，广泛分布在动物和人体组织及细胞外基质中，在眼玻璃体、房水、滑液、皮肤和脐带中含量较高。透明质酸钠是透明质酸的钠盐形式。尽管其结果十分简单，但在人体结缔组织和组织基质及细胞基质中起着十分重要的作用而深受临床医学的重视和关注。它在很低的浓度下，分子自然曲卷。1%的浓度就显示高度的黏弹性。

HA是一种天然的高分子直链多糖，它是由N－乙酰基－D－葡萄糖胺和D－葡萄糖醛酸交替连结而成的线型多糖。其结构如图5－5。

图5－5　透明质酸的分子结构

HA具有许多天然黏多糖共有的性质：呈白色，为无定形固体，无臭无味，有强吸湿性，溶于水，不溶于有机溶剂。但较其他黏多糖而言，HA有其独特的性质，兼具高分子量和大分子体积的特性。HA比其他任何天然或合成聚合物都具有更强的吸水力，以至2%的纯HA溶液能将剩余98%的水紧紧吸住，使其能像胶状物一样被提起，但它实际上是溶液，能被稀释。HA溶液具有独特的黏弹性，剪切力对其黏度值影响很大，溶液受高剪切力作用时，黏度可为1／1　000以下，溶液的黏弹性随HA分子量和浓度的增加而增加，也被认为是分子网络形成的结果。HA是国际上公认的最好的保湿剂。在结缔组织中，透明质酸分子的保水值大约为80ml／g，透明质酸的保水作用是其最重要的生理功能之一，故其被称为天然保湿因子。

4．天然珊瑚　珊瑚（coral）的主要成分为碳酸钙，某些种类的珊瑚具有类似人类骨骼的多孔结构而引起人们的注意。图5－6是珊瑚材料的扫描电镜观察。Chirof等首次用这种转化的HA进行动物实验研究，发现骨长入多孔结构中。珊瑚资源丰富，处理、成形容易，有较好的应用前景。

图5－6　珊瑚材料的扫描电镜观察

目前常用作种植材料的珊瑚种类有：滨珊瑚（porites），角孔珊瑚（goniopora），角蜂巢珊瑚（favites），叶状珊瑚（lobophyllia），石芝珊瑚（fungia），鹿角珊瑚（acropora）。由于珊瑚成分及结构上与矿化骨相似，植入机体有良好的生物相容性，将其植入机体组织后不产生局部或全身性毒性反应，无炎症排斥反应，材料能与骨组织直接结合，两者间不形成纤维组织，与骨的直接结合是其重要的生物学性能。珊瑚具有良好的生物降解性。降解的机制主要是破骨细胞的吞噬作用。为防止碳酸钙吸收过快，也有研究用HA包裹碳酸钙，以HA的厚度来控制碳酸钙的吸收速度。

5．明胶　明胶的氨基酸成分主要有甘氨酸，脯氨酸和羟脯氨酸。它从含有胶原的哺乳动物的骨、皮、肌踺等的材料中经一系列处理后得到。原材料不同所得明胶成分有所不同。分子中既含有氨基又含有羧基和羟基，是能溶于水的聚多肽。分子量一般为7万～9万，是分散性的。明胶主要用于血浆增容剂（人造血浆膨胀剂），伤口包扎材料，外科手术用的黏合剂和可吸收海绵体。经物理或化学方法交联过的明胶是一种生物相容性很好的可降解吸收材料，特别适用于作药物的控释（酶解）或缓释材料。如将壳聚糖与明胶溶液通过简单机械共混而制成膜状或海绵状，可用于伤口包扎及止血材料，达到两种材料生理功能的协同增效及材料本身理化性质的改善 。

6．纤维蛋白　纤维蛋白则可简单的定义为纤维蛋白原在生理条件下凝固所形成的一种材料。纤维蛋白原是一种血浆蛋白，在凝血酶的作用下可发生凝固，其在血浆中的浓度为200～500mg／100ml。人类和牛血浆的纤维蛋白原的分子量为33万～34万，氨基酸的组成相差也不大。除氨基酸外，纤维蛋白原也含有少量糖，其产生于肝脏，半衰期为4～6d。纤维蛋白可以用不同方法进行化学改性，其中包括放射性碘化法，用重氮甲烷和甲醛甲基化，与合成高分子进行接枝和在纤维蛋白上进行酶的固定等。

二、合成材料及其在组织工程中的应用

随着组织工程的发展，对于组织工程支架材料的要求越来越高。人工合成可降解聚合物的分子量、降解速度、亲／疏水性和其他性能可以精确控制，易于大规模生产，易于构建特定的微观结构，是目前组织工程研究中应用最多的生物材料，这类材料主要有聚乳酸（polylactic　acid，PLA）、聚乙醇酸（polyglycolic　acid，PGA）以及它们的共聚物（poly lactic　acid－co－glycolic　acid，PLGA）、聚酸酐（polyanhydrides）、聚羟基丁酸酯（polyhydroxybutyrate，PHB）、聚原酸酯（polyorthoesters，POE）、聚磷腈（polyphosphazenes）、聚酯脲烷（polyesterurethane）、聚己内酯（polycaprolactone，PCL）、聚三次甲基碳酸酯（polytrimethylene　carbonate，PTMC）和聚丙烯－反丁烯二酸酯（poly　propylene　furmarate，PPF）等。其中，以PLA、PGA及其两者的共聚物PLGA这类脂肪族聚酯的应用最为广泛。

1．聚乳酸（PLA）、聚乙醇酸（PGA）以及两者的共聚物（PLGA）　PLA、PGA以及PLGA均属α－聚酯类。这类材料在体内通过水解而降解，降解产物参与三羧酸循环，最终以CO2和H2O的形式排出体外，不会产生有害副作用，具有良好的生物相容性，已被美国食品与药物管理局（FDA）批准可用于临床。现主要应用于药物控释体系、手术缝合线、骨折内固定材料以及组织工程支架材料等生物医学领域。

PLA、PGA和PLGA的制备主要有两种方法：直接缩聚法和开环聚合法。直接缩聚法简单，但一般只能得到分子量较低且分子量分布较宽的低聚物，材料的强度低，易分解，应用前景不大；且聚合温度高时，常导致产物变颜色。影响聚合的因素很多，如单体纯度和聚合体系的真空度以及引发剂的浓度等。单体纯度和体系真空度越高，引发剂的浓度越低，聚合物的相对分子质量则越大。反应时间和温度也会影响聚合物的相对分子质量，且不适宜的反应条件还可造成产物消旋化。

PLA、PGA和PLGA降解的主要方式是本体侵蚀机制，聚合物链上酯键的水解是其根本原因；有研究表明材料的体内水解速度大于体外水解速度，原因可能是机体内酶的催化效应促进了材料的水解。研究还表明，PLA类聚酯高分子中的端羧基（由聚合引入及降解产生）对其水解起催化作用；随降解的进行，端羧基的量增加，降解也加快，这就是所谓的自催化现象。对于尺寸、厚度较大的PLA类制品，其降解存在明显的不均匀性，即内部降解快于表面降解，这正是由于具端羧基的降解产物滞留于样品内所致。总之，聚合物的降解速度对样品尺寸的依赖性、非无规断链以及降解诱导材料的形态变化等现象均可归因于自催化效应的存在。PLA、PGA的最终降解产物分别是可被活体细胞代谢的乳酸和羟基乙酸，最后以CO2和H2O的形式排出体外，故这类聚酯高分子材料具有良好的生物相容性。影响PLA类材料降解速度的因素很多，如：聚合物的组成、分子量的大小和分布、结晶度、样品的尺寸和形态以及降解介质的pH值、离子强度、温度、缓冲溶液的容量等。总体来说，这类材料的降解速度为PLGA＞PDLLA＞PGA＞P（DLLA－LLA）（外消旋聚乳酸和聚L－乳酸的共聚物）＞PLLA，有文献对此降解规律作了详细解释。PLGA的降解速度随共聚物中GA组分含量增加而加快。

2．聚酸酐（polyanhydrides）　聚酸酐是单体通过酸酐键相连的聚合物，酸酐键具有水不稳定性，能水解成羧酸。目前，已合成的聚酸酐种类很多，如脂肪族聚酸酐、芳香族聚酸酐、杂环族聚酸酐、聚酰酸酐、聚酰胺酸酐、聚氨酯酸酐及可交联聚酸酐等。脂肪族聚酸酐在几天内完全降解，而芳香族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种类和组成可有效控制聚合物的性能和降解速度。

聚酸酐可通过缩聚制备，也可通过开环聚合得到。缩聚又分为熔融缩聚和溶液缩聚，其中常用的是熔融缩聚法。熔融缩聚一般分为两步，首先是将二元酸与过量乙酸酐反应生成混合酸酐，再通过混合酸酐熔融缩聚，真空脱去乙酸酐得到高聚物。该方法的特点是产物不需要分离，分子量较高。如要得到更高的分子量，可以采用预聚物纯化、使用催化剂等方法，另外还可用热敏感单体的低温混合酸酐法以及脱Me3SiCl法。

3．聚羟基丁酸酯（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、红螺菌属等细胞质颗粒中均发现有这种聚合物。在人体血液中也少量存在。PHB是一种生物合成聚合物，合成方法有细菌合成和基因合成，其中基因合成是最有前景的方法。PHB为结晶性聚合物，一般由注塑而得的PHB的结晶度为60%，Tm在180℃左右，Tg约10℃。PHB不仅具有良好的生物相容性和可降解吸收性，而且还具有无毒性、无免疫原性、无致突变性、压电性等特点，是人们研究的一种新的支架材料。

4．聚原酸酯（polyorthoesters，POE）聚原酸酯（POE）是通过多元原酸或多元原酸酯与多元醇类在无水条件下缩合形成原酸酯键制得，为疏水性聚合物，在一定条件下其表面与水分子相互作用发生“溶蚀”过程，使之降解，降解产物无毒、无副作用。

POE生物相容性好，通过表面溶蚀发生降解，不产生碎片，降解早期不产生酸性代谢产物，以后缓慢释放，降解产物细胞毒性弱，降解时间通过酸性或碱性“赋形剂”来调节。然而，POE也存在亲水性差、降解缓慢等缺点，可以通过共混、共聚等方法对POE进行改性，以满足不同生物医学领域对材料的要求。

5．聚磷腈（polyphosphazenes）　聚磷腈是一族有交替的氮磷原子以交替的单键、双键构成主链的高分子，Allok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。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以及组织工程支架材料。聚有机偶磷氮的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。

6．聚酯脲烷（polyesterurethane）　Saad等最近开发出一种可降解高度多孔的聚酯脲烷泡沫，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，降解临界分子量M（n）约为2　300。实验表明，这种聚酯脲烷泡沫具有良好的生物相容性。他们用巨噬细胞、成骨细胞分别与泡沫体外培养检测聚酯脲烷的生物相容性。结果显示巨噬细胞与成骨细胞均呈正常形态，未见细胞损伤现象；与在聚苯乙烯上的组织培养相比，聚酯脲烷泡沫显示出更强的促细胞黏附、增殖作用。在聚酯脲烷泡沫上培养软骨细胞，结果显示细胞黏附及表型良好，细胞在材料的表面及孔径内生长良好。

7．聚己内酯（Polycaprolactone，PCL）PCL为一种典型的脂肪族聚酯，具有良好的生物相容性和可降解吸收性，它可由单体ε－己内酯通过正离子、负离子和配位插入开环聚合制备。PCL为半结晶态聚合物，结晶度随分子量的提高而降低，Tm为59～64℃，Tg约为－60℃，易溶于有机溶剂。最初人们认为PCL在微生物作用下降解，因此，其降解主要取决于环境中酶的种类和质量，后来发现PCL可被水分子降解。PCL的生物相容性良好，且对多种药物具有透过性，是一种良好的药物载体。

8．聚三次甲基碳酸酯（polytrimethylene carbonate，PTMC）　PTMC为脂肪族聚碳酸酯，降解速度缓慢，在生理条件下能完全降解。Pitt对PTMC性能的测定及体内、体外降解的研究表明，它在40～60℃范围内，非常柔软，强度和软化点均很低。PTMC通过1，3－三次甲基碳酸酯（TMC）在二乙基锌催化下开环聚合得到，它的体外降解速度比PCL慢20倍，而它在体内的降解速度明显比体外快，由此表明在PTMC的体内降解过程中酶起主要作用。

9．聚丙烯－反丁烯二酸酯（poly　propylene　furmarate，PPF）　近年来，一种可注射的新型可降解高分子材料引起了骨组织工程研究者的关注，其代表就是聚丙烯－反丁烯二酸酯，这种材料通过注射入体内，在体内迅速硬化，可填充不规则的骨缺损，并能引导骨再生。

（暨南大学化学系　周长忍　李立华）

参　考　文　献

1Williams　D　F．definitions　in　biomaterials．Proceedings　of　a　Consensus　of　the　European Society　for　biomaretials．Chester，1986；4（3）

2　俞耀庭，张兴栋．生物医用材料．天津：天津大学出版社，2000

3　崔福斋，冯庆玲．生物材料学．北京：科学出版社，1996

4　李世普编著．生物医用材料导论．武汉：武汉工业大学出版社，2000

5　D．F威廉姆斯主编．朱鹤孙等译．医学与口腔材料．北京：科学出版社，1999

6　顾汉卿，徐国风．生物医学材料学，天津：天津科技翻译出版公司，1993

7　汤顺清，周长忍，邹　翰．生物材料的发展现状．暨南大学学报（自然科学版），2000；21（5）122

8　胡大海，陈　壁，组织修复的再生生物学与工程学．国外医学·生物医学工程分册，2000；23（3）：155

9OKAZAKI　J　M，OHMAE　H．Carbon　fiber　reinforced　polysulfone　as　artifical　bone．Biomaterials，1998；9：994

10DION　I，BAQUEY　C，MONTIES　J．Diomand：the　biomaterials　of　the　21century　Int　J　Artif　Organs，1993；16（9）：623

11ANDERSEN　J　M．Biomaterials　and　medical　implant　science，present　and　future　perspectives，a summary　report．Biomed　Mater　Res，1996；（32）：143

12Li　lihua，Zhou　Changren．Biomaterials．2004（1）

13GROOT　K　D．Carriers　that　concertrate　native BMPs　in　vivo．Tissue　Engineering，1998；4：337

14NOISHI　Y，NAGAODKA　S，KIKUCHI　T，et al．Application　of　porous　heparinized　polymer　to vascular　graft．Trans　Am　Soc　Artif　Int　Organs，1981；27：213

15BASSMDJIAN　D，SEFTON　M　V．Relationship　between　release　rate　and　surface　concentration　for　heparinized　materials．Biomed　Mat Res，1983；17：509

16CALDWELL　A　G，HARRIS　C　J，STEPNEY R，et　al．Heterocyclic　prostaglandin　analogues，Part　2Hydantois　and　other　imidazole　analogues．Chen　Soc　Perkin　Trans，1980；4：495

17OHSHIRO　T，KOSSAKI　G，UROKLINASE．Immobilized　on　medical　polymer　materials：fundamental　and　clinical　studies．Atr　Organs，1980；4：58

18DEKKER　A．Adhesion　and　proliferation　of　human　endothelial　cells　on　polymeric　surfaces． Enschede，The　Netherlands：University　of Twents，1990：119

19BRINKMAN　E，POOT　A，BEUGELING　T，et al．Surface　modification　of　copolyetheruretheane　catheters　with　poly（ethylene　oxide）．Int　J　Artif　Organs，1989；12：390