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        骨軟骨組織工程仿生梯度支架研究進(jìn)展

        2022-02-26 00:22:26王海蟒胡刻銘張洪玉
        材料工程 2022年2期
        關(guān)鍵詞:下骨生長因子梯度

        萬 李,王海蟒,蔡 谞,胡刻銘,岳 文,張洪玉*

        (1 中國地質(zhì)大學(xué)(北京) 工程技術(shù)學(xué)院,北京 100083;2 清華大學(xué) 機(jī)械工程系 摩擦學(xué)國家重點(diǎn)實驗室,北京100084;3 清華大學(xué)附屬北京清華長庚醫(yī)院 骨科,北京102218;4 清華大學(xué)臨床醫(yī)學(xué)院,北京 102218)

        骨軟骨缺損是導(dǎo)致老年人骨關(guān)節(jié)炎和關(guān)節(jié)殘疾的重要原因[1]。在骨關(guān)節(jié)炎發(fā)展過程中,關(guān)節(jié)軟骨將會變薄和退化,關(guān)節(jié)間隙變窄,骨贅形成和軟骨下骨重塑[2]。在骨關(guān)節(jié)炎早期階段,疼痛和僵硬是主要表現(xiàn)癥狀,因此治療方法主要是物理療法、服用鎮(zhèn)痛藥和非甾體類消炎藥減輕疼痛[3]。隨著骨關(guān)節(jié)炎的發(fā)展,如果軟骨缺損的范圍和程度仍然很小,那么在此階段微骨折骨髓刺激是行之有效的治療方法。微骨折骨髓刺激法是一種微創(chuàng)手術(shù),首先去除受損的軟骨,然后于軟骨下骨下表面形成孔道,使血液和骨髓穿過軟骨下骨/軟骨界面,其中包含的間充質(zhì)干細(xì)胞有助于形成和修復(fù)軟骨和軟骨下骨。然而,再生軟骨主要為纖維軟骨,它不具有與天然關(guān)節(jié)軟骨類似的耐久性。在骨關(guān)節(jié)炎中晚期階段,骨軟骨組織自體或異體移植、組織工程支架和膝關(guān)節(jié)局部表面置換可用于治療中小型病變[4]。如果骨軟骨缺損已發(fā)展到非手術(shù)治療不再有效的階段,則必須進(jìn)行全關(guān)節(jié)置換手術(shù)。全關(guān)節(jié)置換外科手術(shù)通常不能恢復(fù)關(guān)節(jié)的全部功能,并且伴隨高并發(fā)癥率風(fēng)險。因此,開發(fā)一種修復(fù)受損骨軟骨組織的方法具有非常重要的臨床意義[5-7]。

        骨軟骨組織工程匯集了工程學(xué)、材料科學(xué)、生物學(xué)和化學(xué)的原理和方法,旨在開發(fā)骨軟骨仿生梯度支架,恢復(fù)、維持或改善受損骨軟骨組織的功能[8-9]。該學(xué)科涉及多種細(xì)胞類型、支架材料和生長因子與細(xì)胞因子,它克服了同種異體骨軟骨移植和自體組織移植的限制[10]。性能優(yōu)異的生物材料和適當(dāng)?shù)闹圃旆椒ㄔ陂_發(fā)理想的骨軟骨仿生梯度支架方面起著至關(guān)重要的作用。目前,研究人員已開發(fā)了用于制備三維多孔骨軟骨仿生梯度支架的天然聚合物材料、合成聚合物材料和生物活性材料[11]。骨軟骨仿生梯度支架的制造方法可分為常規(guī)方法和3D打印方法。常規(guī)的支架制造技術(shù)(例如溶劑澆鑄[12]、靜電紡絲[13]、氣體成型和冷凍干燥[14])具有一定的成本效益,且可以對骨軟骨仿生梯度支架的孔隙率和孔徑進(jìn)行控制。3D打印技術(shù)可對骨軟骨仿生梯度支架的宏觀和微觀特征進(jìn)行獨(dú)立的調(diào)控,進(jìn)一步開發(fā)具有特定結(jié)構(gòu)的骨軟骨仿生梯度支架[15]。

        骨軟骨缺損通常涉及軟骨和軟骨下骨的損傷。相關(guān)研究表明,具有離散或連續(xù)梯度特性的骨軟骨仿生梯度支架在修復(fù)骨軟骨缺損方面優(yōu)于單相組織支架[16-17]。通過縫合、膠合或壓入配合可制造雙相或三相離散梯度支架,然而大多數(shù)此類型支架具有結(jié)合強(qiáng)度不足的缺點(diǎn),因而增加了植入后相分層的風(fēng)險[18-19]。連續(xù)梯度支架不易發(fā)生相分層,具有在軟骨和軟骨下骨之間提供平滑過渡的潛力,可促進(jìn)應(yīng)力在骨軟骨仿生梯度支架內(nèi)的傳遞,避免界面不穩(wěn)定并更加相似地模擬骨軟骨組織的自然結(jié)構(gòu)[3,20]。本文總結(jié)了骨軟骨組織的生化組成、結(jié)構(gòu)和力學(xué)性能的梯度特征,并介紹了3D打印技術(shù)和有限元建模方法在骨軟骨梯度支架制造方面的研究進(jìn)展。

        1 骨軟骨組織的生化組成、結(jié)構(gòu)和力學(xué)性能

        骨軟骨組織由軟骨和軟骨下骨組成,具有特定的骨軟骨單元結(jié)構(gòu)梯度和生物學(xué)特性。因此,設(shè)計骨軟骨仿生梯度支架,必須了解其組成、結(jié)構(gòu)和功能的骨軟骨單元。

        1.1 骨軟骨組織的生化組成和結(jié)構(gòu)

        骨軟骨組織具有特定的自然梯度,它是由從軟骨表面到軟骨下骨的生化組成、結(jié)構(gòu)和力學(xué)特性的變化來定義的[21-23]。骨軟骨組織由軟骨和軟骨下骨兩部分組成[6,24],如圖1(a)所示。軟骨可分為非鈣化軟骨和鈣化軟骨。非鈣化軟骨包含3個區(qū)域,即深層區(qū)域、中間區(qū)域和淺表帶[25]。軟骨主要由水、細(xì)胞外基質(zhì)(主要是Ⅱ型膠原纖維)和軟骨細(xì)胞組成[26]。膠原纖維的直徑和方向由軟骨的表層區(qū)域到深部區(qū)域發(fā)生變化,表層區(qū)域包含最細(xì)的膠原纖維(30~35 nm),它以與關(guān)節(jié)表面高度平行的方向排列,膠原纖維的直徑在軟骨的中部增加,在軟骨的深部,膠原纖維的直徑為40~80 nm,取向垂直于關(guān)節(jié)表面,以增強(qiáng)軟骨與軟骨下骨之間的結(jié)合強(qiáng)度[27]。

        圖1 骨軟骨組織結(jié)構(gòu)(a)骨軟骨單元:軟骨和軟骨下骨[6,24](Tidemark表示礦化和非礦化軟骨之間的離散帶);骨的宏觀(b)、微觀(c)和納米(d)結(jié)構(gòu)[24]Fig.1 Structure and properties of osteochondral(a)osteochondral unit: cartilage and subchondral bone[6](Tidemark denotes a discrete band between mineralized and non-mineralized cartilage);macrostructure(b), microstructure(c) and nanostructure(d) of bone[24]

        鈣化軟骨位于骨軟骨組織的過渡區(qū)域,該區(qū)域的膠原纖維錨固在軟骨下骨上,用于固定軟骨和軟骨下骨。鈣化軟骨下方是軟骨下骨,由水(約10%,質(zhì)量分?jǐn)?shù),下同)、有機(jī)成分(Ⅰ型膠原蛋白約30%)和礦物質(zhì)成分組成[28]。軟骨下骨是高度血管化的生物礦化結(jié)締組織,具有很高的機(jī)械強(qiáng)度和結(jié)構(gòu)復(fù)雜性。天然軟骨下骨組織在宏觀結(jié)構(gòu)、微觀結(jié)構(gòu)和納米結(jié)構(gòu)水平上具有明顯的層次性(圖1(b)~(d))。在宏觀結(jié)構(gòu)水平上,軟骨下骨可分為皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨。在微觀結(jié)構(gòu)水平上,皮質(zhì)骨由重復(fù)的骨單位組成,而松質(zhì)骨由小梁骨的互連框架組成,且形成了骨髓填充的空間。每個骨質(zhì)都有20~30個同心膠原纖維層,繞著哈弗氏管并包含各種血管和神經(jīng)[29]。在納米結(jié)構(gòu)水平上,存在大量的膠原纖維、磷酸鈣晶體和非膠原有機(jī)蛋白[30]。

        1.2 骨軟骨組織的力學(xué)性能

        骨組織中的細(xì)胞包括成骨細(xì)胞、破骨細(xì)胞、成熟骨細(xì)胞和間充質(zhì)干細(xì)胞。成骨細(xì)胞與形成新軟骨下骨和羥基磷灰石的合成有關(guān),破骨細(xì)胞與骨吸收有關(guān),骨細(xì)胞可調(diào)節(jié)成骨細(xì)胞和破骨細(xì)胞之間的相互作用[31]。骨組織的力學(xué)性能在很大程度上取決于骨細(xì)胞外基質(zhì)的特定結(jié)構(gòu)和組織。骨軟骨組織的結(jié)構(gòu)和力學(xué)特性從軟骨表面到軟骨下骨各不相同。軟骨呈凝膠狀結(jié)構(gòu)且孔隙率為60%~85%,軟骨細(xì)胞由流過軟骨孔的關(guān)節(jié)液提供營養(yǎng)物質(zhì)。皮質(zhì)骨具有高剛度,其孔隙率為5%~30%,隨著孔隙率的增加,剛度從皮質(zhì)骨到小梁骨逐漸降低,小梁骨的孔隙率為30%~90%。軟骨下骨組織中的多孔結(jié)構(gòu)充滿了血管和神經(jīng)纖維,這些血管和神經(jīng)纖維為骨細(xì)胞提供營養(yǎng)并清除廢物[23-24]。軟骨的抗壓模量和抗壓強(qiáng)度從表層到深部逐漸增加,抗壓模量從0.2 MPa增大到6.44 MPa,抗壓強(qiáng)度從0.005 MPa增大到4 MPa[11,22]。由于有機(jī)和無機(jī)成分的排列,軟骨下骨組織具有各向異性。例如,皮質(zhì)骨的橫向彈性模量和縱向模量分別為10.1 GPa和17.9 GPa,縱向拉伸強(qiáng)度和抗壓強(qiáng)度分別為135 MPa和205 MPa,橫向拉伸強(qiáng)度和抗壓強(qiáng)度分別為53 MPa和131 MPa[21-22]。表1[11]總結(jié)了天然骨軟骨組織的組成、結(jié)構(gòu)和力學(xué)性能。骨軟骨組織表現(xiàn)出從軟的軟骨到硬的軟骨下骨的梯度轉(zhuǎn)變,因此,在骨軟骨組織工程中,實現(xiàn)這種梯度轉(zhuǎn)變具有非常重要的意義。

        表1 天然骨軟骨組織的組成、結(jié)構(gòu)和力學(xué)性能[11]Table 1 Summary of composition,structure and mechanical properties of natural osteochondral tissue[11]

        2 骨軟骨組織工程中的細(xì)胞、生長因子和材料

        骨軟骨缺損通常包括關(guān)節(jié)軟骨破壞和軟骨下骨缺損。當(dāng)前,骨軟骨缺損的外科手術(shù)治療取決于病變的嚴(yán)重程度。微骨折骨髓刺激法常用于治療小面積的軟骨缺損,這種方法通過刺激軟骨下骨中間充質(zhì)干細(xì)胞修復(fù)軟骨組織,但再生的軟骨組織與原軟骨組織組成和結(jié)構(gòu)并不一致。自體移植或同種異體移植用于治療1~4 cm2范圍內(nèi)的病變,但自體移植組織的供應(yīng)受到限制,而同種異體移植組織可能存在發(fā)生微生物感染的風(fēng)險。嚴(yán)重的骨軟骨缺損需要進(jìn)行全關(guān)節(jié)置換手術(shù),但存在假體磨損和松動的風(fēng)險[32]。盡管這些療法在不斷進(jìn)步和發(fā)展,但由于其局限性仍要求研發(fā)新的療法。骨軟骨組織工程利用各種生物材料和合成材料模擬天然骨軟骨組織的梯度特征,制備具有維持、替代或再生骨軟骨組織的骨軟骨仿生梯度支架。

        2.1 骨軟骨組織工程中的細(xì)胞和生長因子

        用于骨軟骨組織重建的自體細(xì)胞來源短缺,限制了間充質(zhì)干細(xì)胞的應(yīng)用[33]。在使用祖細(xì)胞或間充質(zhì)干細(xì)胞進(jìn)行骨軟骨組織工程的研究中[14],載有生長因子的骨軟骨仿生梯度支架可導(dǎo)致間充質(zhì)干細(xì)胞高度的分化。由于生長因子在體內(nèi)的生物半衰期短,因此需要延長釋放生長因子的時間,并要求生長因子與靶細(xì)胞之間的擴(kuò)散距離較短,以最大化生長因子的活性。例如,載有轉(zhuǎn)化生長因子的明膠微球可用于誘導(dǎo)間充質(zhì)干細(xì)胞組裝成細(xì)胞聚集體,進(jìn)一步可刺激細(xì)胞聚集體形成軟骨,這可以通過其產(chǎn)生的DNA、糖胺聚糖和Ⅱ型膠原的量對再生軟骨進(jìn)行評估[34]。

        骨軟骨仿生梯度支架也可以預(yù)接種嵌入式骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞,但由于預(yù)接種細(xì)胞分泌的細(xì)胞外基質(zhì)會觸發(fā)免疫反應(yīng),使得骨軟骨仿生梯度支架顯示出不良反應(yīng),導(dǎo)致不良的愈合過程[35]。因此,在某些情況下更優(yōu)先使用無細(xì)胞預(yù)接種的骨軟骨仿生梯度支架,但必須對骨軟骨仿生梯度支架進(jìn)行生物活性分子預(yù)修飾,以誘導(dǎo)周圍祖細(xì)胞或多功能干細(xì)胞的黏附和分化。生長因子是觸發(fā)組織再生所需的細(xì)胞級聯(lián)反應(yīng)內(nèi)信號的關(guān)鍵生化因素,因此它們通常被摻入骨軟骨仿生梯度支架中,以傳遞促進(jìn)有絲分裂活性和誘導(dǎo)新血管形成的生化信號[36]。例如,常見的轉(zhuǎn)化生長因子具有誘導(dǎo)干細(xì)胞分化為上皮細(xì)胞和成纖維細(xì)胞的功能,通常用于加速傷口愈合和促進(jìn)軟骨成骨。同時,需要骨形態(tài)發(fā)生蛋白誘導(dǎo)和維持特定組織的特性,以再生諸如軟骨下骨之類的硬組織[14,37]。例如在一項人類臨床實驗中[38],摻入重組人骨形態(tài)發(fā)生蛋白的膠原海綿比自體植骨具有更可靠的骨誘導(dǎo)作用。

        2.2 骨軟骨組織工程中的材料

        性能優(yōu)異的生物材料在開發(fā)理想的骨軟骨仿生梯度支架方面起著至關(guān)重要的作用。目前,研究人員已開發(fā)了多種材料來制備骨軟骨仿生梯度支架,包括天然聚合物材料(膠原蛋白/明膠[39]、纖維蛋白[40]、絲素蛋白[41-42]、甲殼素/殼聚糖[39]、硫酸軟骨素[43]、透明質(zhì)酸[44]、藻酸鹽[42,45])、人工合成聚合物材料(聚己內(nèi)酯[1,37]、聚乳酸-羥基乙酸共聚物[39]、聚乙醇酸[39]、聚乙二醇[45]、聚乳酸[39]和聚醚醚酮[46]等)、生物活性材料(羥基磷灰石[47-49]、磷酸鈣[39]和生物活性玻璃)以及多孔鈦合金材料等[50]。它們與細(xì)胞外基質(zhì)的結(jié)構(gòu)相似且具有良好的生物相容性。例如,膠原蛋白為結(jié)締組織的主要成分,而且是骨軟骨仿生梯度支架制造中常用的天然聚合物材料。天然聚合物材料具有較快的生物降解速率,由單一膠原材料制備的支架缺乏維持結(jié)構(gòu)完整的力學(xué)性能,可以進(jìn)行交聯(lián)處理以延長其耐久性和機(jī)械強(qiáng)度。明膠具有低成本和易于制備的特點(diǎn),但力學(xué)性能較差,通常與其他材料(例如羥基磷灰石和殼聚糖)結(jié)合使用。絲質(zhì)材料穩(wěn)定,柔韌性好,并且具有很高的抗拉和抗壓能力,也用于骨軟骨仿生梯度支架的制造[41]。盡管天然聚合物更加親和天然軟骨組織,但由于穩(wěn)定性和機(jī)械強(qiáng)度低等原因,需要與其他合成材料或生物活性材料聯(lián)合使用。合成生物材料因其優(yōu)異的力學(xué)性能、良好的生物相容性和高度可定制化而被廣泛研究。但大多數(shù)合成聚合物材料具有疏水性,相互作用位點(diǎn)數(shù)量不足,可能會導(dǎo)致細(xì)胞黏附和分化方面的限制,因此可將疏水性和親水性聚合物混合使用,用于增強(qiáng)親水性并促進(jìn)細(xì)胞附著。羥基磷灰石、磷酸鈣和生物玻璃等生物活性材料能夠刺激生物礦化以修復(fù)骨軟骨組織[20,37]。在一些研究中[19,51],通過改變磷酸鈣中鈣磷比可以控制骨軟骨仿生梯度支架的生物降解性,但生物活性材料很脆并且不能抵抗機(jī)械應(yīng)力,因此也需要與天然材料和合成材料聯(lián)合使用。

        3 3D打印和有限元建模用于骨軟骨仿生梯度支架制備

        3.1 3D打印用于骨軟骨仿生梯度支架制備

        骨軟骨仿生梯度支架的制造不僅需要優(yōu)良的生物材料,而且需要合適的制造方法。制造方法可以分為常規(guī)方法[51]和3D打印方法[4,52]。常規(guī)的骨軟骨仿生梯度支架制造方法(例如溶劑澆鑄、氣體成型、冷凍干燥和靜電紡絲)具有高性價比,且在一定程度上可以對骨軟骨仿生梯度支架的孔隙率和孔徑進(jìn)行控制[53]。然而,相比較常規(guī)方法,基于CAD模型的3D打印技術(shù)可對支架宏觀和微觀特征進(jìn)行獨(dú)立的調(diào)控,能夠進(jìn)一步開發(fā)具有特定結(jié)構(gòu)的骨軟骨仿生梯度支架。經(jīng)過近些年的發(fā)展,3D打印已成為一種用于骨軟骨仿生梯度支架制造的重要方法。在3D打印中,通過計算機(jī)輔助設(shè)計模型指導(dǎo)骨軟骨仿生梯度支架逐層制造,此方法可以很好地控制支架孔的幾何形狀[6]。3D打印可制造100%互連的孔結(jié)構(gòu)并優(yōu)化支架的力學(xué)性能[37,52]。目前,已有幾種3D打印技術(shù)用于創(chuàng)建骨軟骨組織仿生梯度支架,包括基于固體(例如熔融沉積建模)、基于粉末(例如選擇性激光燒結(jié)和選擇性激光熔化)和基于液體(例如噴墨打印、立體光刻和生物打印等)的技術(shù)[11]。然而,各種3D打印技術(shù)都有其優(yōu)勢和局限性。一方面,熔融沉積建??梢杂脕韯?chuàng)建支架梯度結(jié)構(gòu),但由于其高溫處理,難以在骨軟骨仿生梯度支架內(nèi)部獲得材料梯度,且在打印過程中不能預(yù)接種干細(xì)胞和生物活性因子。同理,在選擇性激光燒結(jié)和激光熔化過程中,涉及粉末前體的燒結(jié)或熔化,也不能預(yù)接種干細(xì)胞和生物活性因子。另一方面,在室溫下,可以使用基于液滴和擠壓的生物打印工藝來處理預(yù)接種生長因子和干細(xì)胞的骨軟骨仿生梯度支架。然而,使用這種方法難以制造具有復(fù)雜幾何孔形狀的骨軟骨仿生梯度支架[6,54]。

        盡管3D打印技術(shù)有一定的局限性,但它正在推動骨軟骨仿生梯度支架向個性化發(fā)展方向轉(zhuǎn)變。例如,可以將個人的關(guān)節(jié)掃描圖像轉(zhuǎn)換為計算機(jī)輔助設(shè)計圖像,然后將其用于定制患者所需的骨軟骨仿生梯度支架[6,54]。這種個性化的骨軟骨仿生梯度支架,不僅可在軟骨下骨和軟骨之間提供連續(xù)的梯度,而且還能在骨軟骨仿生梯度支架和宿主組織之間提供連續(xù)的過渡。此外,在逐層3D打印過程中,可以將幾種類型的細(xì)胞、生長因子和生物材料預(yù)接種在骨軟骨仿生梯度支架內(nèi)部,因此,3D打印技術(shù)能夠提供符合骨軟骨單元梯度特性的方案。通過3D打印制造的骨軟骨仿生梯度支架包括材料梯度和結(jié)構(gòu)梯度。例如Gao等[17]配制了聚(N-[三(羥甲基)甲基]丙烯酰胺)共聚水凝膠(PNT)生物油墨,采用生物3D打印技術(shù)制造了一種骨軟骨仿生材料梯度支架,其頂層是含有PNT和轉(zhuǎn)化生長因子的水凝膠,底層是含有PNT和磷酸鈣的水凝膠。體外測試結(jié)果表明,轉(zhuǎn)化生長因子和磷酸鈣改善了骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞的增殖和分化;體內(nèi)動物研究表明,該骨軟骨仿生梯度支架可以促進(jìn)骨軟骨再生。

        3.2 有限元建模用于骨軟骨仿生梯度支架制備

        隨著3D打印技術(shù)的進(jìn)一步發(fā)展,有限元建模方法結(jié)合3D打印技術(shù)已被用來設(shè)計和分析骨軟骨仿生梯度支架,從而使研究人員能夠探索骨軟骨仿生梯度支架拓?fù)?、力學(xué)性能和組織再生之間的關(guān)系。例如,在Liu等[7]和Xu等[50]的研究中,利用具有晶格結(jié)構(gòu)的鈦合金設(shè)計了6種不同類型支桿半徑的復(fù)合晶格結(jié)構(gòu),包括簡單立方(結(jié)構(gòu)A)、體心立方(結(jié)構(gòu)B)和邊心立方(結(jié)構(gòu)C)單元格。首先通過有限元方法對支架的設(shè)計結(jié)構(gòu)進(jìn)行仿真和分析,然后使用選擇性激光熔化法制造具有最佳晶胞和支桿半徑的鈦晶格(CP-Ti)結(jié)構(gòu)。研究結(jié)果表明,在6種類型的復(fù)合晶格結(jié)構(gòu)中,BA,CA和CB組合結(jié)構(gòu)具有較小的最大Von-Mises應(yīng)力,表明這些結(jié)構(gòu)具有較高的強(qiáng)度。根據(jù)應(yīng)力/比表面積對支撐桿半徑的擬合曲線,BA,CA和CB結(jié)構(gòu)的最佳支柱半徑分別為0.28,0.23 mm和0.30 mm,其相應(yīng)的壓縮屈服強(qiáng)度和壓縮模量分別為42.28,30.11 MPa和176.96 MPa,以及4.13,2.16 GPa和7.84 GPa。具有CB單元結(jié)構(gòu)的CP-Ti與皮質(zhì)骨強(qiáng)度和壓縮模量相似,使其成為軟骨下骨修復(fù)潛在的應(yīng)用材料。有限元分析方法與3D打印技術(shù)相結(jié)合,拓展了可調(diào)機(jī)械強(qiáng)度的骨軟骨仿生梯度支架的制造方式,該骨軟骨仿生梯度支架可動態(tài)模擬各種生物組織的機(jī)械特性。

        4 骨軟骨仿生梯度支架的制備

        由前述可知,天然材料、合成材料或生物活性材料性能較為單一,因此使用復(fù)合材料的骨軟骨仿生梯度支架具有更優(yōu)異的綜合性能[20,39]。例如,Golafshan等[55]采用聚己內(nèi)酯(PCL)和Sr2+離子改性的生物活性材料磷酸鎂(MgP)通過3D打印技術(shù)制備了聚合物/生物活性材料復(fù)合支架(MgPSr-PCL30),其具有與純聚己內(nèi)酯支架相似的應(yīng)力應(yīng)變行為。聚合物含量的增加導(dǎo)致復(fù)合材料的彈性模量和屈服應(yīng)力均降低。與純聚己內(nèi)酯支架相比,MgPSr-PCL30的彈性模量和屈服應(yīng)力分別增加了4.5倍和2.7倍,達(dá)到36.8 MPa和4.3 MPa。此外,MgPSr-PCL30的彈性模量比MgPSr-PCL40和MgPSr-PCL50分別提高1.5倍和2.3倍。在MgPSr陶瓷相中添加40%或30%聚己內(nèi)酯后,復(fù)合支架的抗壓強(qiáng)度分別達(dá)到375.5 kJ/m3和324.8 kJ/m3。MgPSr-PCL30是一種具有高3D打印分辨率、高抗壓韌性(324.8 kJ/m3)和10%拉伸應(yīng)變的復(fù)合生物材料。因此,復(fù)合生物材料在骨軟骨仿生梯度支架制備中可調(diào)控其力學(xué)性能,具有更加明顯的優(yōu)勢。

        此外,添加不同天然材料、合成材料或生物活性的復(fù)合材料可更好地模擬天然骨軟骨組織內(nèi)軟骨-鈣化軟骨-軟骨下骨的梯度。一些研究者[6]通過使用復(fù)合材料開發(fā)出離散型和連續(xù)型的骨軟骨仿生梯度支架(圖2所示)。在離散型骨軟骨仿生梯度支架中,每層相對應(yīng)于天然骨軟骨組織的各個不同的層,而連續(xù)骨軟骨仿生梯度支架中過渡是漸變發(fā)生的。

        圖2 離散型骨軟骨仿生支架和連續(xù)型骨軟骨仿生支架示意圖[6]Fig.2 Schematic representations of discrete and continuous gradient osteochondral scaffolds[6]

        4.1 離散型骨軟骨仿生梯度支架

        離散梯度支架可分為雙相或多相支架,將單個軟骨下骨支架和軟骨支架連接即可構(gòu)成雙相骨軟骨仿生梯度支架。Shen等[18]制備由大孔纖維蛋白上層支架和硅灰石下層支架(CS-Mg8)整合而成的離散型骨軟骨仿生梯度支架,體內(nèi)外實驗表明骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞黏附在CS-Mg8支架上并顯示出良好的遷移。Zhao等[56]制備了多孔聚乳酸-羥基乙酸共聚物(PLGA)和多孔鈦(Ti)雙相結(jié)構(gòu),體內(nèi)實驗結(jié)果表明PLGA/Ti骨軟骨仿生梯度支架比PLGA或Ti支架具有更好的骨軟骨組織修復(fù)功能。此外,Chen等[57]也開發(fā)了一種雙相離散型骨軟骨仿生梯度支架,其中轉(zhuǎn)化生長因子活化的殼聚糖/明膠用于軟骨形成層,而骨形態(tài)發(fā)生蛋白活化的羥基磷灰石/殼聚糖/明膠則用于軟骨下骨形成層。將接種間充質(zhì)干細(xì)胞的支架植入兔膝關(guān)節(jié)缺損模型12周后顯示,該骨軟骨仿生梯度支架能夠促進(jìn)骨軟骨組織再生。三相/多相離散型骨軟骨仿生梯度支架具有與天然骨軟骨組織中的軟骨、鈣化軟骨和軟骨下骨更加相似的狀態(tài)。例如,Jiang等[58]開發(fā)了三相骨軟骨仿生梯度支架,PLGA和接種成骨細(xì)胞的生物活性玻璃用于創(chuàng)建軟骨下骨層,軟骨細(xì)胞接種的瓊脂糖水凝膠形成軟骨層,PLGA和瓊脂糖水凝膠的組合產(chǎn)生鈣化軟骨層,體外實驗結(jié)果表明各層均可形成適當(dāng)?shù)墓擒浌墙M織??偠灾诖蠖鄶?shù)研究中使用生物相容性優(yōu)異的天然生物材料構(gòu)成離散梯度支架的軟骨層,力學(xué)性能優(yōu)異的合成材料(或摻雜生物活性材料的天然生物材料)構(gòu)成離散梯度支架的成骨層,但是離散型支架上下層界面之間力學(xué)性能差異較大,這種差異造成了支架發(fā)生潛在斷裂的風(fēng)險。

        4.2 連續(xù)型骨軟骨仿生梯度支架

        與離散型骨軟骨仿生梯度支架相比,連續(xù)型骨軟骨仿生梯度支架具有誘導(dǎo)骨軟骨組織成分之間平滑過渡的潛力,降低了界面的不穩(wěn)定性。Bittner等[59]制備了具有結(jié)構(gòu)梯度和材料梯度的PCL/羥基磷灰石連續(xù)型骨軟骨仿生梯度支架,其通過改變孔徑(0.2,0.5 mm或0.9 mm)和羥基磷灰石的含量(0%,15%或30%)來實現(xiàn)。Gao等[17]通過一步共聚法,合成了可3D打印的高強(qiáng)度熱響應(yīng)性N-丙烯?;拾滨0饭簿跱-[三(羥甲基)甲基]丙烯酰胺超分子水凝膠,可控的3D結(jié)構(gòu)證明該連續(xù)型骨軟骨仿生梯度支架制備成功。該支架通過一體化構(gòu)造,具有出色的力學(xué)性能,拉伸強(qiáng)度高達(dá)0.41 MPa,伸長率高達(dá)860%,抗壓強(qiáng)度高達(dá)8.4 MPa,能夠有效降低支架植入體內(nèi)后受應(yīng)力作用發(fā)生界面斷裂的可能性。同時,這種上下層分別預(yù)接種了轉(zhuǎn)化生長因子和磷酸鈣的連續(xù)型骨軟骨仿生梯度支架,可促進(jìn)骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞的附著、擴(kuò)散以及成軟骨和成骨分化,通過大鼠模型實驗表明它顯著促進(jìn)了軟骨和軟骨下骨同時再生。Dormer等[60]使用微流控技術(shù)開發(fā)了連續(xù)型PLGA骨軟骨仿生梯度支架,支架的頂部和底部四分之一分別包含轉(zhuǎn)化生長因子和骨形態(tài)發(fā)生蛋白,同時把間充質(zhì)干細(xì)胞接種在PLGA梯度支架上,體外實驗結(jié)果表明,成骨分化和堿性磷酸酶的活性均得到改善。此外,Parisi等[54]通過從底部到頂部改變膠原蛋白與羥基磷灰石的比例開發(fā)了連續(xù)型骨軟骨仿生梯度支架。支架的底部具有高含量的羥基磷灰石,羥基磷灰石含量向頂部逐漸減少至零,通過調(diào)節(jié)生物材料組成將支架從成軟骨區(qū)域漸變?yōu)槌晒菂^(qū)域,同時調(diào)節(jié)支架的力學(xué)性能和生化性能??偠灾?,連續(xù)型骨軟骨仿生梯度支架在材料組成方面具有更好的連續(xù)性,整體力學(xué)性能更加穩(wěn)定,與天然骨軟骨組織結(jié)構(gòu)更加相似。表2[3,17-19,54,57,60-63]總結(jié)了在動物實驗研究中評估過的典型的骨軟骨仿生梯度支架功能和效果。

        表2 用于動物體內(nèi)研究的骨軟骨仿生梯度支架的性質(zhì)和性能[3,17-19,54,57,60-63]Table 2 Properties and performance of scaffolds used for in vivo animal studies[3,17-19,54,57,60-63]

        近些年來,盡管骨軟骨組織工程領(lǐng)域取得了顯著的進(jìn)展,但要重建具有和天然骨軟骨組織類似結(jié)構(gòu)和功能的支架材料仍需進(jìn)一步研究,同時也需要降低離散型梯度支架發(fā)生潛在斷裂的風(fēng)險。Qiao等[64]受天然骨軟骨組織中細(xì)胞外基質(zhì)組成和膠原纖維結(jié)構(gòu)所啟發(fā),設(shè)計并制造了由聚ε-己內(nèi)酯-聚乙二醇(PCEC)組成的三相骨軟骨仿生梯度支架,包括淺軟骨層、深軟骨層和軟骨下骨層,并且將負(fù)載特異性生長因子和間充質(zhì)干細(xì)胞的甲基丙烯酰胺化明膠水凝膠填充在支架中,如圖3所示。將PCEC纖維引入到明膠水凝膠中可顯著提高其機(jī)械強(qiáng)度,并在一定程度上降低支架斷裂的風(fēng)險。在隨后進(jìn)行的動物實驗中發(fā)現(xiàn),三相骨軟骨仿生梯度支架組在術(shù)后24周時可實現(xiàn)軟骨和軟骨下骨同時再生,其宏觀修復(fù)評分顯著高于其他組。更為重要的是,引入淺軟骨層可以使再生的軟骨組織具有一定的潤滑和抗磨損性能,其表面粗糙度更低,摩擦因數(shù)更小。上述結(jié)果表明,該三相骨軟骨仿生梯度支架在未來臨床研究中具有良好的應(yīng)用前景。

        圖3 骨軟骨仿生梯度支架的制備過程示意圖[64](a)通過生物3D打印制備三相骨軟骨仿生梯度支架;(b)將載有細(xì)胞和生長因子的明膠水凝膠前體溶液依次注入到支架網(wǎng)絡(luò)后,紫外光交聯(lián);(c)骨軟骨仿生梯度支架在骨軟骨組織誘導(dǎo)和再生中的應(yīng)用Fig.3 Schematic diagrams showing the preparation process and application scenario of the tri-layered fiber-reinforced and GF-loaded hydrogel construct[64](a)fiber networks for the S,D and B layers were fabricated by meltelectrowriting;(b)integrated tri-layered composite was constructed using the UV-assisted,stepwise infiltration and crosslinking procedures.As shown, with the assistance of UV-crosslinking,the cell and growth factor-laden GelMA hydrogel precursor solution of the respective layer was successively infused into the fiber networks for the B,D and S layers to construct the tri-layered fiber-reinforced hydrogel composite;(c)application of the tri-layered composite scaffold in layer-specific osteochondral tissue induction and regeneration

        5 商業(yè)骨軟骨仿生梯度支架

        目前,采用臨床實驗評估骨軟骨仿生梯度支架設(shè)計的研究較少,可商購的骨軟骨仿生梯度支架主要是模仿整個骨軟骨單元的雙相或三相結(jié)構(gòu)。Exactech開發(fā)的“TruFit”是一種經(jīng)典的雙相骨軟骨仿生梯度支架,它是由多孔PLGA/聚乙醇酸和磷酸鈣組成[65]。盡管臨床實驗顯示“TruFit”支架一年內(nèi)具有穩(wěn)定的骨軟骨組織修復(fù)功能,但“TruFit”與周圍骨軟骨組織整合不充分,長期修復(fù)結(jié)果還需進(jìn)一步觀察。Dell’osso等[66]指出,如果該骨軟骨仿生梯度支架的設(shè)計可用其他方法更相似地模擬天然骨軟骨組織,則“TruFit”骨軟骨仿生梯度支架將表現(xiàn)出更好的性能。

        此外,F(xiàn)inceramica開發(fā)的“MaioRegen”是一種正在進(jìn)行臨床實驗的骨軟骨仿生梯度支架。它的軟骨層由Ⅰ型膠原組成,鈣化軟骨層由60%的Ⅰ型膠原蛋白和40%的鎂-羥基磷灰石組成,骨層由30% Ⅰ型膠原和70%鎂-羥基磷灰石組成。一些病例報道顯示MaioRegen具有良好的治療效果[67]。在該例子中,一名患者通過術(shù)前MRI檢查診斷為髕骨外側(cè)關(guān)節(jié)面軟骨的ICRS Ⅳ度損傷。在手術(shù)過程中該處損傷被植入了一塊2.5 cm2大小的MaioRegen支架。術(shù)后2年的隨訪中,患者的膝關(guān)節(jié)疼痛明顯緩解,膝關(guān)節(jié)功能也較術(shù)前大幅提高,臨床方面的改善十分明顯。然而文中沒有給出患者隨訪的MRI資料,所以影像學(xué)評估尚不明確。在另一些病例報道中[68]使用MaioRegen支架對10例骨軟骨缺損患者進(jìn)行了臨床研究,其中6例為膝關(guān)節(jié)骨軟骨缺損,4例為踝關(guān)節(jié)骨軟骨缺損。結(jié)果表明,術(shù)后1年和2.5年隨訪中,雖然膝關(guān)節(jié)的臨床功能評分有部分改善,但踝關(guān)節(jié)的臨床功能較術(shù)前變化不大。此外更值得注意的是,影像學(xué)方面,術(shù)后只在2名患者中觀察到不完全的骨缺損修復(fù),而MRI評估則提示軟骨的再生幾乎為零。患者的關(guān)節(jié)表面沒有完整或與周圍宿主組織完全融合。基于這項研究的結(jié)果,一些國家建議謹(jǐn)慎使用MaioRegen支架。盡管市售的骨軟骨仿生梯度支架結(jié)構(gòu)層次類似于天然骨軟骨組織結(jié)構(gòu),但仍然需要進(jìn)一步改進(jìn)來提高骨軟骨仿生梯度支架的組織再生能力。

        6 展望

        作者根據(jù)骨軟骨組織從軟骨表層到軟骨下骨在生化組成、結(jié)構(gòu)和力學(xué)性能方面的梯度特性,討論了骨軟骨仿生梯度支架模擬天然骨軟骨組織梯度特性進(jìn)行骨軟骨組織修復(fù)的研究進(jìn)展。為了復(fù)合多種材料的優(yōu)良性能以及控制骨軟骨仿生梯度支架的孔徑和孔隙率,一方面,性價比高的常規(guī)制造方法已被用于骨軟骨仿生梯度支架的制造;另一方面,基于CAD設(shè)計的3D打印技術(shù)可調(diào)控孔的幾何形狀并能夠構(gòu)造高度互連的孔結(jié)構(gòu),在骨軟骨仿生梯度支架加工方面具有較大的潛力。該方法的局限性之一是缺乏用于骨軟骨仿生梯度支架加工的合適材料,需要進(jìn)一步發(fā)展無毒、可控生物降解、成軟骨和成骨特性的新合成或復(fù)合材料。3D打印技術(shù)制備的骨軟骨仿生梯度支架與CAD模型之間存在顯著差異,因此,需要為骨軟骨仿生梯度支架制造優(yōu)化3D打印過程。此外,有限元模擬和3D打印技術(shù)的結(jié)合為骨軟骨仿生梯度支架的發(fā)展提供了新思路。使用有限元建模方法,在壓縮載荷和流體動力環(huán)境下,根據(jù)壓縮應(yīng)變和流體壁剪切應(yīng)力,對3D打印的骨軟骨仿生梯度支架模型進(jìn)行評估是一種高性價比的方法。

        相比于離散型骨軟骨仿生梯度支架,連續(xù)型骨軟骨仿生梯度支架可以更相似地模擬天然骨軟骨組織單元的結(jié)構(gòu),且各層之間不會產(chǎn)生性能突變。因此,連續(xù)型骨軟骨仿生梯度支架在整體性能方面比離散型骨軟骨仿生梯度支架更有應(yīng)用前景。盡管在骨軟骨組織再生方面,大多數(shù)骨軟骨仿生梯度支架在體內(nèi)外實驗中均取得了良好的效果,但長期的臨床研究并未提供令人滿意的結(jié)果,仍然需要對骨軟骨仿生梯度支架進(jìn)行進(jìn)一步深入研究。

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