劉桂陽(yáng) 周 媛

江蘇工程職業(yè)技術(shù)學(xué)院， 江蘇省先進(jìn)紡織工程技術(shù)中心， 江蘇 南通 226006

小口徑血管支架生物材料的研究進(jìn)展*

劉桂陽(yáng) 周 媛

江蘇工程職業(yè)技術(shù)學(xué)院， 江蘇省先進(jìn)紡織工程技術(shù)中心， 江蘇 南通 226006

對(duì)目前用于小口徑血管支架的合成生物材料、天然生物材料、復(fù)合生物材料及生物衍生材料這4類(lèi)可降解生物材料的研究進(jìn)展進(jìn)行綜述，并對(duì)血管支架的制備技術(shù)做簡(jiǎn)單介紹。

小口徑血管， 血管支架， 組織工程， 人工血管， 生物材料

動(dòng)脈硬化、栓塞、老化及破損等血管疾病是世界范圍內(nèi)致死率極高的疾病。據(jù)世界衛(wèi)生組織估計(jì)，2013年全球大約有1 700萬(wàn)人死于心腦血管疾病，其中發(fā)展中國(guó)家的死亡人數(shù)占80%[1]。我國(guó)每年死于心腦血管疾病的人數(shù)約350萬(wàn)，占各類(lèi)疾病死亡人數(shù)的41%[2]。

血管移植手術(shù)是治療血管疾病的一個(gè)重要手段。目前，臨床使用的血管移植物主要包括自體血管和非降解性合成材料人工血管2類(lèi)。其中自體血管因其來(lái)源有限及供區(qū)創(chuàng)傷等原因，難以滿(mǎn)足臨床需求，而以滌綸和膨體聚四氟乙烯(ePTFE)等非降解性高分子聚合物制備的人工血管只適用于口徑較大(內(nèi)徑大于6.00 mm)的血管[3]。血管疾病治療的理想目標(biāo)是在血管病損部位再生出新的血管組織。組織工程的發(fā)展為實(shí)現(xiàn)這一目標(biāo)提供了可行性，構(gòu)建能引導(dǎo)小口徑血管再生的多孔支架已成為臨床的迫切需求。

血管再生有2條途徑。一是在體外將自體或異體血管細(xì)胞種植于血管支架中，形成血管細(xì)胞/支架復(fù)合物；然后，將該復(fù)合物植入的血管缺損部位，通過(guò)植入血管細(xì)胞的增殖和分化，以及與之相匹配的支架材料的降解和吸收，形成結(jié)構(gòu)、功能和血管一致的新組織。二是將血管支架移植到血管缺損部位，暫時(shí)替代血管組織，保持血流暢通；然后，隨著新生血管組織的長(zhǎng)入，血管支架逐漸降解，被新的血管組織逐漸替代[4]。支架在血管再生中為細(xì)胞的增殖和代謝提供空間，傳遞化學(xué)或力學(xué)信號(hào)以調(diào)控細(xì)胞表型，引導(dǎo)血管細(xì)胞構(gòu)建血管組織結(jié)構(gòu)及功能[5]。因此，選取合適的可降解生物材料，制成細(xì)胞外基質(zhì)(ECM)結(jié)構(gòu)的血管支架，是血管再生最關(guān)鍵的步驟之一。

根據(jù)來(lái)源不同，目前用于血管支架的可降解生物材料主要有合成生物材料、天然生物材料、復(fù)合生物材料及生物衍生材料4種。

1 可降解生物材料

1.1 合成生物材料

已用于血管支架制備的可降解合成材料包括聚乙醇酸(polyglycolic acid， PGA)[6]、聚乳酸(polylacticacid， PLA)[7]、聚己內(nèi)酯(poly-ε-caprolactone， PCL)[8]及這些材料的共聚物如聚乳酸-羥基乙酸共聚物(PLGA)[9]、丙交酯-己內(nèi)酯共聚物(PLCL)[10]等。合成材料支架具有精確的可操作性，但因缺乏生物信號(hào)而不易被細(xì)胞識(shí)別。

Kuwabara等[11]采用PCL，通過(guò)靜電紡絲技術(shù)制成內(nèi)徑0.70 mm的血管支架，并置換鼠主動(dòng)脈18個(gè)月，通暢率達(dá)到72.5%，血管支架無(wú)動(dòng)脈瘤和鈣化現(xiàn)象，其管腔表面已完全內(nèi)皮化，但是血管支架并未完全降解，它只引導(dǎo)部分血管組織再生。

Roh等[12]采用大、小口徑2種管子相套作為模板，制備了2種小口徑血管支架。其一是將PGA纖維網(wǎng)裝入模板之間，然后澆注PCL/PLA溶液，制成內(nèi)徑0.90 mm的血管支架。其二是將PLLA纖維裝入套筒之間，然后澆注PCL/PLA溶液，制成內(nèi)徑0.70 mm 的血管支架。PGA-PCL/PLA血管支架的爆破壓達(dá)到(0.361±0.038)MPa，縫合強(qiáng)力為(3.13±0.72) N， 彈性模量為(33.000±7.000) MPa，拉伸斷裂強(qiáng)度為(4.370±0.670) MPa。PLLA-PCL/PLA血管支架的爆破壓達(dá)到(0.372±0.024)MPa， 縫合強(qiáng)力為(3.13±0.72) N，彈性模量為(24.000±5.900) MPa， 拉伸斷裂強(qiáng)度為(3.700±0.530) MPa。體外試驗(yàn)表明2種血管支架上培養(yǎng)的平滑肌細(xì)胞的增殖活力無(wú)顯著性差異。分別將2種血管支架置換鼠主動(dòng)脈，第3周時(shí)均產(chǎn)生排異反應(yīng)，有大量巨噬細(xì)胞浸入并包圍在支架外周；第6周時(shí)均無(wú)血栓、動(dòng)脈瘤及其他并發(fā)癥，血管內(nèi)腔完全內(nèi)皮化，但血管管壁內(nèi)只有少量細(xì)胞分布，主要是細(xì)胞分泌的膠原等物質(zhì)。

Iwasaki等[13]采用內(nèi)層為PGA纖維網(wǎng)、中間層為PCL多孔材料及外層為PGA纖維網(wǎng)的3層支架與血管細(xì)胞復(fù)合，制備了內(nèi)徑6.00 mm的血管支架，經(jīng)過(guò)14 d的體外培養(yǎng)，形成了3層結(jié)構(gòu)的血管細(xì)胞/支架復(fù)合物，其徑向拉伸斷裂強(qiáng)度為(0.827±0.155)MPa；而無(wú)血管細(xì)胞的3層支架的拉伸斷裂強(qiáng)度只有(91.000±21.000) MPa，豬下肢動(dòng)脈的拉伸斷裂強(qiáng)度為(0.882±0.133)MPa。血管支架與細(xì)胞經(jīng)體外培養(yǎng)后其力學(xué)性能增強(qiáng)，達(dá)到了體內(nèi)置換的要求。

Wu等[14]采用靜電紡絲及鹽濾瀝法制備了外層為PCL纖維層、內(nèi)層為肝素化PGS的血管支架，其內(nèi)徑為0.72 mm，縫合強(qiáng)力為(0.45±0.031) N，彈性模量為(0.536±0.119)MPa，拉伸斷裂強(qiáng)度為(3.790± 1.450)MPa，爆破壓達(dá)到(0.315±0.090)MPa，順應(yīng)性為(11.000±2.200)%/kPa。將該血管支架植入鼠主動(dòng)脈3個(gè)月，其內(nèi)部無(wú)血管瘤及血栓產(chǎn)生，能保持血流搏動(dòng)；血管支架內(nèi)腔覆蓋了完整的內(nèi)皮層，血管壁形成一層平滑肌，且有膠原、彈性蛋白及糖胺聚糖產(chǎn)生。血管支架在植入后14 d時(shí)開(kāi)始降解，并有ECM開(kāi)始代替血管支架，在3個(gè)月時(shí)仍具有血管再生的活性。

Uchida等[15]采用溶解和鹽濾瀝法及浸入溶液法制備了PCL/PLA血管支架，其彈性模量為0.600～5.200 MPa。 體外試驗(yàn)表明該血管支架具有良好的細(xì)胞相容性。

Wang等[16]以?xún)?nèi)徑4.00 mm 的PGA纖維網(wǎng)管為支架，與平滑肌細(xì)胞在體外脈動(dòng)條件下共同培養(yǎng)8周，支架/細(xì)胞復(fù)合物的拉伸斷裂強(qiáng)度約0.620 MPa，彈性模量為(10.500±1.250) MPa，縫合強(qiáng)力為(1.26±0.16) N，爆破壓約1.200 MPa。人體隱靜脈的拉伸斷裂強(qiáng)度約0.950 MPa，彈性模量約14.500 MPa，縫合強(qiáng)力約2.25 N，爆破壓約1.200 MPa。 該支架/細(xì)胞復(fù)合物的力學(xué)性能與人體隱靜脈接近。組織學(xué)分析結(jié)果表明，經(jīng)8周的動(dòng)態(tài)培養(yǎng)，復(fù)合物中無(wú)未降解的PGA殘留，平滑肌細(xì)胞緊密地排列在一起。

綜上所述，采用可降解的合成材料，通過(guò)靜電紡絲、編織及澆注等方法制備的血管支架具有優(yōu)良的力學(xué)性能，能滿(mǎn)足臨床上對(duì)血管移植的力學(xué)要求。由于PCL具有優(yōu)良的力學(xué)性能和易加工性，上述研究大多單獨(dú)選用PCL或?qū)⑵渑c其他合成材料復(fù)合制備血管支架。

1.2 天然生物材料

與合成材料相比，天然可降解材料含有能被細(xì)胞膜上的整合素受體識(shí)別的配體，更有利于細(xì)胞黏附和分化。

Syedain等[17]采用纖維蛋白制備了內(nèi)徑4.00 mm的雙層血管支架，其中纖維蛋白和平滑肌細(xì)胞的復(fù)合物作為外層、高密度的纖維蛋白作為內(nèi)層。經(jīng)過(guò)2周的培養(yǎng)，雙層血管支架的拉伸斷裂強(qiáng)度約0.090 MPa，爆破壓為(0.024±0.001)MPa；與之對(duì)照的單層纖維蛋白血管支架的拉伸斷裂強(qiáng)度僅約0.065 MPa，爆破壓為(0.002±0.001)MPa。兩者相比，平滑肌細(xì)胞增強(qiáng)了纖維蛋白血管支架的力學(xué)性能。組織學(xué)分析表明，平滑肌細(xì)胞均勻地分布在血管支架的內(nèi)層，未遷移至外層，保持了血管支架收縮的特性。

Marelli等[18]采用轉(zhuǎn)軸接收靜電紡制備的絲素蛋白，制備了內(nèi)徑6.00 mm的血管支架，其爆破壓為(0.077±0.002) MPa，順應(yīng)性為(26.400±3.200)%/kPa，徑向拉伸斷裂強(qiáng)度約2.400 MPa，伸長(zhǎng)率約57.00%。體外試驗(yàn)表明，NIH/3T3細(xì)胞能在該血管支架上黏附、增殖及生長(zhǎng)，并能長(zhǎng)入支架內(nèi)部。后來(lái)，Marelli等[19]又采用轉(zhuǎn)軸接收靜電紡絲素和膠原蛋白制備了內(nèi)徑6 mm的血管支架，其力學(xué)性能有所提高，爆破壓為(0.119±0.003) MPa，順應(yīng)性為(24.400±0.400)%/kPa，拉伸斷裂強(qiáng)度為(3.170±0.320) MPa，伸長(zhǎng)率為(58.96±4.07)%。體外試驗(yàn)表明，NIH/3T3細(xì)胞能在該血管支架上黏附、增殖及生長(zhǎng)。

Zavan等[20]將透明質(zhì)酸(Hyaff)涂覆在直徑4.00 mm的圓棒上，然后通過(guò)乙醇處理制備了血管支架，并替換豬肢動(dòng)脈5個(gè)月，動(dòng)物全部存活。其中，2例分別在第2、第3個(gè)月時(shí)血管完全堵塞，1例在第4個(gè)月時(shí)血管堵塞，7例未出現(xiàn)血管瘤、血栓、內(nèi)膜增生及并發(fā)癥。血管支架在第5個(gè)月時(shí)幾乎全部降解，再生出新的類(lèi)血管組織(血管管腔已內(nèi)皮化，管壁有平滑肌細(xì)胞、膠原及彈力纖維分布)。

Mckenna等[21]采用轉(zhuǎn)軸接收靜電紡重組的彈性蛋白原制備了內(nèi)徑4.00 mm的血管支架，其順應(yīng)性為(20.200±2.600)%/kPa，爆破壓為(0.065±0.003)MPa，徑向拉伸斷裂強(qiáng)度為(0.340±0.140) MPa、伸長(zhǎng)率為(79.00±6.00)%，軸向拉伸斷裂強(qiáng)度為(0.380±0.050) MPa、伸長(zhǎng)率為(75.00± 5.00)%， 彈性模量為(0.150±0.030) MPa。天然豬頸動(dòng)脈的順應(yīng)性為(3.400±0.500)%/kPa，徑向拉伸斷裂強(qiáng)度為(2.590±0.310) MPa、伸長(zhǎng)率為(125.00± 15.00)%、彈性模量為(0.410±0.090) MPa，軸向拉伸斷裂強(qiáng)度為(0.950±0.130) MPa、伸長(zhǎng)率為(105.00±11.00)%、彈性模量為(0.200±0.060) MPa。 重組彈性蛋白原血管支架的力學(xué)性能無(wú)法滿(mǎn)足臨床上血管移植的需求。體外試驗(yàn)表明，BMEOCs細(xì)胞能在重組彈性蛋白原血管支架上很好地黏附、增殖及生長(zhǎng)。

上述研究將天然高分子材料用于構(gòu)建小口徑血管支架，其顯示了良好的細(xì)胞相容性。然而，這些利用天然可降解材料構(gòu)建的血管支架的力學(xué)性能普遍不如自體血管的力學(xué)性能。在這些天然生物材料中，絲素因具有優(yōu)良的生物相容性及可靠的生物安全性而成為研究的熱點(diǎn)。

1.3 復(fù)合生物材料

由上述可知，不論是合成生物材料還是天然生物材料，都存在一些不足或缺陷。由于自體血管的結(jié)構(gòu)及功能的復(fù)雜性，單一材料很難同時(shí)滿(mǎn)足血管支架的要求。因此，有很多研究構(gòu)建了復(fù)合基質(zhì)的血管支架，其兼具良好的生物相容性和適當(dāng)?shù)牧W(xué)性能。

Mcclure等[22]采用轉(zhuǎn)軸接收靜電紡絲，制備了內(nèi)徑2.00 mm的血管支架，其以PCL和彈性蛋白的共混紡絲作為外層、以Ⅰ型膠作為內(nèi)層。力學(xué)性能測(cè)試結(jié)果顯示，該血管支架的縫合強(qiáng)力為0.89～1.86 N，爆破壓為0.318～0.400 MPa，順應(yīng)性為2.830～0.770%/kPa，并且隨著PCL的含量增多，血管支架的縫合強(qiáng)力及爆破強(qiáng)度增加、順應(yīng)性下降。

Wise等[23]采用直徑2.80 mm的轉(zhuǎn)軸接收靜電紡制備的纖維，制備了雙層血管支架，其外層為PCL纖維網(wǎng)、內(nèi)層為重組彈性蛋白原纖維網(wǎng)。該血管支架的彈性模量約0.300 MPa、爆破壓約0.253 MPa、順應(yīng)性約0.065%/kPa，其力學(xué)性能與人的胸廓內(nèi)動(dòng)脈相似(彈性模量約0.267 MPa、爆破壓約0.302 MPa、順應(yīng)性約0.009%/kPa)。該血管支架體外支持內(nèi)皮細(xì)胞的黏附及增殖。血液相容性測(cè)試表明，與ePTFE和PCL制備的血管支架相比，血小板在該血管支架內(nèi)腔的黏附更少。將該血管支架植入兔頸動(dòng)脈，1個(gè)月內(nèi)支架保持物理形態(tài)不變，無(wú)破裂、膨脹及吻合口撕裂等現(xiàn)象。

Yokota等[24]制備了內(nèi)徑4 mm的雙層結(jié)構(gòu)血管支架，其內(nèi)層為Ⅰ型膠原多孔材料、外層是由PLLA/PGA殼/核結(jié)構(gòu)的噴氣紗編織而成的管狀織物。該血管支架的拉伸斷裂強(qiáng)度約30.000 MPa，彈性模量約210.000 MPa。移植到體內(nèi)后，該血管支架的拉伸斷裂強(qiáng)度為5.000～9.000 MPa、彈性模量為70.000～100.000 MPa，與狗頸動(dòng)脈相似(拉伸斷裂強(qiáng)度約7.500 MPa、彈性模量約60.000 MPa)。體外細(xì)胞培養(yǎng)顯示，NIH/3T3及HUVEC細(xì)胞都能在管腔上良好地黏附和增殖。將該血管支架替換狗頸動(dòng)脈12個(gè)月，血管全部通暢，無(wú)動(dòng)脈瘤和血栓產(chǎn)生，血管支架內(nèi)腔已經(jīng)完全內(nèi)皮化，管壁中有平滑肌細(xì)胞、彈性纖維和膠原纖維分布；PGA在2個(gè)月時(shí)已完全降解，PLLA在12個(gè)月時(shí)還沒(méi)有完全降解。

Lee等[25]采用轉(zhuǎn)軸接收靜電紡PCL和Ⅰ型膠原的共混紡絲，制備出內(nèi)徑4.75 mm的血管支架，其縫合強(qiáng)力為(3.00±1.10) N，爆破壓為(0.655±0.021) MPa，順應(yīng)性為(42.100±12.000)%/kPa，軸向拉伸斷裂強(qiáng)度為(4.000±0.400) MPa，彈性模量為(2.700±1.200) MPa，伸長(zhǎng)率為(140.00±13.00)%。 該血管支架的力學(xué)性能和豬冠狀動(dòng)脈相似(拉伸斷裂強(qiáng)度約2.500 MPa、彈性模量約1.000 MPa、伸長(zhǎng)率約100.00%)，并且其在4周灌注過(guò)程中能保持力學(xué)性能。體外細(xì)胞培養(yǎng)結(jié)果顯示，該血管支架能支持內(nèi)皮細(xì)胞和平滑肌細(xì)胞的黏附及增殖，經(jīng)過(guò)48 h的培養(yǎng)，在管腔內(nèi)形成了單層內(nèi)皮細(xì)胞覆蓋，在管外壁則形成了多層平滑肌細(xì)胞。

Tillman等[26]采用轉(zhuǎn)軸接收靜電紡PCL和Ⅰ型膠原的共混紡絲，制備出內(nèi)徑4.75 mm的血管支架。該血管支架的徑向拉伸斷裂強(qiáng)度約1.800 MPa，植入后的徑向拉伸斷裂強(qiáng)度約0.800 MPa，與人體主動(dòng)脈的拉伸斷裂強(qiáng)度(約1.200 MPa)接近。體外動(dòng)態(tài)細(xì)胞培養(yǎng)顯示，經(jīng)過(guò)15 d的培養(yǎng)，在管腔形成了單層內(nèi)皮細(xì)胞覆蓋，在管外壁形成了多層平滑肌細(xì)胞。將該血管支架植入綿羊動(dòng)脈15 min， 種植了細(xì)胞的血管支架表面無(wú)血小板黏附，而未種植細(xì)胞的血管支架表面黏附了大量的血小板。將該血管支架植入兔頸動(dòng)脈1個(gè)月，大多數(shù)血管支架能保持暢通，無(wú)血管瘤產(chǎn)生，也沒(méi)有炎癥反應(yīng)。

He等[27]采用轉(zhuǎn)軸接收靜電紡PCL/PLA共混紡絲，然后通過(guò)等離子處理將Ⅰ型膠原涂履在表面，制備出內(nèi)徑分別為1.00、3.00 mm的血管支架。血管支架的軸向拉伸斷裂強(qiáng)度為(7.000±0.400) MPa、彈性模量為(16.000±7.100) MPa、伸長(zhǎng)率為(289.00±55.00)%，徑向拉伸斷裂強(qiáng)度為(3.900±0.300) MPa、彈性模量為(16.600±4.400) MPa、 伸長(zhǎng)率為(292.00±87.00)%。將內(nèi)皮細(xì)胞在旋轉(zhuǎn)狀態(tài)下種植在該血管支架內(nèi)腔4 h，再靜態(tài)培養(yǎng)10 d，細(xì)胞均勻地分布在血管支架的內(nèi)腔表面；然后將血管支架/細(xì)胞復(fù)合物移植替換兔頸動(dòng)脈7周，血管支架無(wú)血液滲漏、結(jié)構(gòu)完好，并保持通暢，無(wú)細(xì)胞遷移至管壁內(nèi)部。

Koch等[28]將經(jīng)編的聚乳酸(PLDLA)管狀織物表面涂層纖維蛋白，制備出內(nèi)徑約5.00 mm的血管支架。將內(nèi)皮細(xì)胞在旋轉(zhuǎn)狀態(tài)下種植在血管支架的管腔表面，并在動(dòng)態(tài)反應(yīng)器中動(dòng)態(tài)培養(yǎng)21～28 d，細(xì)胞均勻分布在血管支架管壁上，并產(chǎn)生了大量膠原。將血管支架/細(xì)胞復(fù)合物移植替換綿羊頸動(dòng)脈，3個(gè)月時(shí)，1例血管產(chǎn)生嚴(yán)重栓塞，其他保持通暢；血管支架無(wú)動(dòng)脈瘤、血栓形成，也無(wú)感染和鈣化現(xiàn)象。血管內(nèi)腔有完整內(nèi)皮層，血管壁上有膠原、彈性纖維和其他ECM成分分布。纖維蛋白在1個(gè)月時(shí)已完全降解，PLDLA在6個(gè)月時(shí)仍有殘留。

上述研究表明，將天然與合成生物材料復(fù)合，綜合了兩者的優(yōu)勢(shì)，在血管支架的制備上較單一組分材料更具優(yōu)勢(shì)。

1.4 生物衍生材料

目前還有采用生物衍生材料制備血管支架的研究。這種生物衍生材料是生物管道經(jīng)脫細(xì)胞后的ECM。由于導(dǎo)致免疫排斥的主要抗原被去除，ECM具有低免疫性及抗微生物活性，并含有多種生物活性成分(VEGF、bFGF等)，生物相容性良好。有研究者將主動(dòng)脈壁、靜脈及小腸黏膜下層等制成脫細(xì)胞基質(zhì)，用于制備血管支架。

Lv等[29]利用酶將牛頸靜脈經(jīng)多次脫細(xì)胞處理后，再經(jīng)交聯(lián)處理，制備了脫細(xì)胞血管支架，經(jīng)脫細(xì)胞和交聯(lián)處理后血管支架管壁的膠原纖與彈性纖維結(jié)構(gòu)完整，其拉伸斷裂強(qiáng)度約6.000 MPa，高于牛頸靜脈血管(約5.000 MPa)。體外細(xì)胞培養(yǎng)結(jié)果顯示，培養(yǎng)7 d時(shí)，血管支架表面覆蓋了纖維連接蛋白、明膠及膠原蛋白Ⅳ，并且覆蓋了1層內(nèi)皮細(xì)胞。將該血管支架移植至鼠主動(dòng)脈12周，血管支架較為穩(wěn)定，但存在慢性免疫反應(yīng)。

Assmann等[30]將鼠主動(dòng)脈經(jīng)脫細(xì)胞處理后，作為血管支架移植至鼠主動(dòng)脈8周，試驗(yàn)結(jié)果表明，纖維連接蛋白覆蓋在血管支架的表面，而纖維連接蛋白的存在促進(jìn)了血管支架管腔的內(nèi)皮化及局部成纖維細(xì)胞的畸形生長(zhǎng)，促使細(xì)胞由支架外層向內(nèi)部遷移，但無(wú)炎癥細(xì)胞及血栓產(chǎn)生。

Piterina等[31]將新西蘭兔膀胱浸泡在生理鹽水中進(jìn)行機(jī)械分層，然后浸泡在磷酸鹽緩沖溶液(PBS)中，制備出基膜完整的血管支架，其中1層血管支架的拉伸斷裂強(qiáng)度為1.900～2.300 MPa、伸長(zhǎng)率為38.00%～40.00%，4層血管支架的拉伸斷裂強(qiáng)度為21.000～30.000 MPa、伸長(zhǎng)率為38.00%～40.00%。體外細(xì)胞培養(yǎng)結(jié)果顯示該血管支架能夠良好地支持內(nèi)皮細(xì)胞的黏附、伸展及增殖。

Pellegata等[32]將豬主動(dòng)脈和頸動(dòng)脈用酶進(jìn)行多級(jí)脫細(xì)胞處理，制備了內(nèi)徑2.00～11.00 mm的血管支架，其具有天然ECM結(jié)構(gòu)，無(wú)細(xì)胞及DNA物質(zhì)殘留。該血管支架的徑向拉伸斷裂強(qiáng)度約2.010 MPa， 伸長(zhǎng)率約135.00%，彈性模量約0.220 MPa， 順應(yīng)性約1.700%/kPa，爆破壓約0.341 MPa，縫合強(qiáng)力約7.19 N，力學(xué)性能和豬動(dòng)脈相似(徑向拉伸斷裂強(qiáng)度約1.550 MPa，伸長(zhǎng)率約183.00%，彈性模量約0.220 MPa，順應(yīng)性約1.960%/kPa，爆破壓約0.311 MPa，縫合強(qiáng)力約8.66 N)。

Gui等[33]采用多級(jí)酶脫細(xì)胞處理人臍動(dòng)脈，制備出內(nèi)徑約1.50 mm的血管支架，其保持了ECM的結(jié)構(gòu)。力學(xué)性能測(cè)試結(jié)果顯示，該血管支架的爆破壓為(0.112±0.015)MPa，拉伸斷裂強(qiáng)度為(1.618± 0.691)MPa， 彈性模量為(7.410±3.850)MPa，順應(yīng)性為(32.000±22.300)%/kPa。人臍動(dòng)脈的爆破壓為(0.129±0.021)MPa，拉伸斷裂強(qiáng)度為(1.372± 0.809)MPa，彈性模量為(13.330±6.850) MPa，順應(yīng)性為(44.000±23.000)%/kPa?？梢?jiàn)脫細(xì)胞人臍動(dòng)脈血管支架的力學(xué)性能和人臍動(dòng)脈相似。將該血管支架移植至鼠主動(dòng)脈8周，其中5例在幾小時(shí)內(nèi)因血栓死亡，血栓主要發(fā)生在近心端吻合口處；另外6例保持暢通，無(wú)血栓和動(dòng)脈瘤產(chǎn)生。

Dahl等[34]將PGA血管支架分別與人和狗的平滑肌細(xì)胞在體外生物反應(yīng)器中培養(yǎng)7～10周，然后用多級(jí)酶脫細(xì)胞處理，制備出內(nèi)徑6.00 mm的人細(xì)胞血管支架及內(nèi)徑3.00～4.00 mm的狗細(xì)胞血管支架。力學(xué)性能測(cè)試結(jié)果顯示，前者的爆破壓為(0.445±0.046)MPa，順應(yīng)性為(24.800±6.000)%/kPa，后者的爆破壓為(0.216±0.009)MPa，和人的血管的力學(xué)性能相似。將人細(xì)胞血管支架植入狒狒動(dòng)靜脈通路6個(gè)月，通暢率達(dá)88%，只有1例在3個(gè)月時(shí)發(fā)生栓塞，其他均無(wú)動(dòng)脈瘤和內(nèi)膜增生。將狗細(xì)胞血管支架移植至狗冠狀動(dòng)脈旁路12個(gè)月，通暢性良好，血管支架能保持其原有形狀，無(wú)狹窄、擴(kuò)張及內(nèi)膜增生，其中1例因堵塞死亡。

上述動(dòng)物的脫細(xì)胞血管支架具有天然ECM結(jié)構(gòu)及血管組織的力學(xué)性能，能夠滿(mǎn)足血管支架的要求，但制備過(guò)程復(fù)雜，且存在抗原性反應(yīng)的危險(xiǎn)。

2 血管支架的制備技術(shù)

欲獲得有效的血管支架，只有符合要求的材料是不夠的，還應(yīng)將材料制成具有特定結(jié)構(gòu)和形狀的三維血管支架。有研究表明[35]，血管細(xì)胞在支架上的生長(zhǎng)、增殖、分化等生物現(xiàn)象會(huì)受到支架材料的纖維粗細(xì)、孔隙大小及力學(xué)性能高低等因素的影響，而這些因素與支架的制備方法有直接關(guān)系。

目前能用于構(gòu)建小口徑血管支架的材料形式有編織、凝膠、多孔、超細(xì)纖維等，其中能仿生天然血管組織的是超細(xì)纖維。因?yàn)樘烊籈CM主要是由納米級(jí)蛋白纖維(膠原纖維直徑50～500 nm)交織在一起而形成的三維網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)[36]，其尺寸比細(xì)胞小1～2個(gè)數(shù)量級(jí)，這樣才能允許細(xì)胞同時(shí)和幾條ECM細(xì)絲接觸來(lái)確定細(xì)胞的三維定位。細(xì)胞可識(shí)別納米級(jí)別的結(jié)構(gòu)[37-38]，這個(gè)性質(zhì)也是小血管組織再生支架能否成功的關(guān)鍵之一。

靜電紡絲技術(shù)是目前常用的制備納米級(jí)超細(xì)纖維的方法，簡(jiǎn)單、有效，它的原理是聚合物溶液或熔體在高壓靜電場(chǎng)作用下克服表面張力，形成噴射流，再經(jīng)高倍拉伸細(xì)化、溶劑揮發(fā)、固化，收集于接收裝置上，得到靜電紡纖維網(wǎng)。由于靜電紡絲的纖維尺寸達(dá)到了超細(xì)尺度，其纖維網(wǎng)具有很高的比表面積和高孔隙度，可以仿生天然ECM，在組織工程領(lǐng)域具有非常大的應(yīng)用潛力。有研究[39]通過(guò)靜電紡絲技術(shù)將天然或合成生物材料制成不同口徑的管狀結(jié)構(gòu)材料，結(jié)果表明內(nèi)皮細(xì)胞、平滑肌細(xì)胞及成纖維細(xì)胞等多種哺乳動(dòng)物細(xì)胞和人類(lèi)成體細(xì)胞都能很好地黏附在靜電紡纖維網(wǎng)上，并在其上生長(zhǎng)、增殖。

3 結(jié)語(yǔ)

以血管支架為基礎(chǔ)的體內(nèi)血管組織再生是治療小口徑血管疾病的理想途徑。小口徑血管支架應(yīng)采用兼具力學(xué)性能、生物相容性、可降解性的天然及合成材料的復(fù)合物加以構(gòu)建。制備小口徑血管支架的首要條件是材料。若能解決上述生物材料在小口徑血管支架制備和結(jié)構(gòu)控制方面的問(wèn)題，并闡明血管支架的結(jié)構(gòu)與細(xì)胞之間的關(guān)系，則可彌補(bǔ)現(xiàn)有研究的不足，而且能解決目前小口徑血管修復(fù)材料的生物相容性、抗血栓性、力學(xué)性能及誘導(dǎo)組織再生等方面的關(guān)鍵問(wèn)題。

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Research progress of biomaterials for small-diameter vascular scaffolds

LiuGuiyang，ZhouYuan

Advanced Textile Technology and Engineering Center of Jiangsu， Jiangsu College of Engineering and Technology， Nantong 226006， China

The research progress of four kinds of biomaterials adopted for small-diameter vascular scaffolds was reviewed， including synthetic biomaterials， natural biomaterials， composite biomaterials and bioderived materials. Then the preparing technique of the vascular scaffolds was introduced briefly.

small-diameter blood vessel， vascular scaffold， tissue engineering， artificial blood vessel， biomaterial

*中國(guó)紡織工業(yè)聯(lián)合會(huì)科技指導(dǎo)性項(xiàng)目(2015030)；江蘇省高校“青藍(lán)工程”資助項(xiàng)目；江蘇省先進(jìn)紡織工程技術(shù)中心項(xiàng)目(XJFZ/2015/15)；江蘇工院自然科學(xué)研究基金項(xiàng)目(GYKY/2015/2)；江蘇工院自然科學(xué)研究基金項(xiàng)目(GYKY/2016/10)

2016-10-12

劉桂陽(yáng)，男，1980年生，講師，主要研究方向?yàn)樯镝t(yī)用紡織品

TB383

A

1004-7093(2017)04-0001-07