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1、心脏瓣膜支架材料进展心脏瓣膜支架材料进展（南通大学 化学化工学院 高分子材料与工程132 朱梦成 1308052064）摘要心脏瓣膜损坏或缺陷所导致的疾病已成为危害人类健康的主要疾病之一。由纤维材料成型技术制备的组织工程支架具有良好的可设计性和较好的力学和生物性能，逐渐成为组织工程心脏瓣膜支架的主要制备方法。全文重点介绍了纤维基组织工程心脏瓣膜支架的研究进展，对采用针织、非织造以及静电纺丝制备技术得到的微纳米纤维基支架的各自特点进行了对比分析，由此表明具有优良生物相容性和可控力学性能的三维多孔纳米纤维基支架将是组织工程心脏瓣膜支架的发展方向。当前应用于临床的瓣膜置换物(生物瓣和机械瓣)都不同程
2、度的存在着一定缺陷。组织工程心脏瓣膜为理想生物瓣膜替代物的出现带来了希望。组织工程心脏瓣膜的构建包括：支架的选材及制备；种子细胞的选择、分离与培养；种子细胞在支架上的种植与培养三部分。现重点综述近年来国内外在组织工程心脏瓣膜支架材料研究上的新进展新突破， 展望了支架材料发展的方向和前景。在美国，心脏瓣膜疾病每年直接导致约20 000人死亡，实施的心脏瓣膜替换术超过60 000例，在英国，到2018年，预计有超过400万年龄在7584岁的人患有心脏瓣膜疾病，而到2028年，这个数字将增加一倍。在西方国家，2.5的人患有瓣膜疾病。主动脉瓣和肺动脉瓣是最常见的受损心脏瓣膜手术，并主要通过人工瓣膜替换
3、来治疗人工瓣膜移植物包括机械式人工心脏瓣膜、戊二醛固定的异种移植物和冷冻保存的同种异体移植物。然而经过最初手术替换10年后，5060的病人由于出现与替换物相关并发症而需要再次能不全或瓣膜病变机械瓣膜会产生感染和血栓并发症，因此需要终生抗凝治疗，但又可能导致大出血，生物瓣膜抵抗。结构损伤能力较差，耐久性有待提高，目前生物瓣膜能够持续使用时间为1015年。这两种人工瓣膜在体内均不具备生长、修复和重塑能力，不适合儿科患者。然而，全球新生儿中，大约1患有先天性心脏缺陷，需要进行外科心脏手术，包括心脏瓣膜替换。因此，研发更适合的材料和方法以替换病变心脏瓣膜是十分重要的。近年发展起来的组织工程心脏瓣膜已经
4、成为治疗瓣膜疾病的主要研究方法。而以纺织技术制备的纤维基组织工程支架因其良好的可设计性和力学以及生物性能，逐渐成为组织工程心脏瓣膜支架的主要制备手段和技术。1人体心脏瓣膜的构造特点心脏瓣膜的生理目的是保持血液单向、非梗阻的流动。心脏瓣膜由内皮细胞、间充质细胞和主要成分为胶原、弹性纤维以及糖胺聚糖的细胞外基质组成。主动脉瓣的解剖结构为1个瓣环和3个半月形的尖瓣。3个半月形瓣叶由3个不同层组成：纤维层，主要由卷曲、密密麻麻的胶原蛋白组成；心室层，主要由胶原组织组成，带有径向取向的弹性纤维；松质层，主要由糖胺聚糖组成。心脏瓣膜独特的结构保证了正常的瓣膜功能。尖瓣心室层圈l主动脉瓣膜的3层结构尖瓣在血
5、液从心脏流出时打开，在背部受到很小的压力时即关闭，人的一生要启闭瓣膜约30亿次。心脏瓣膜在体内永久地暴露在12080mmHg的高压下，心室层暴露在脉动的层流中，而纤维层暴露在动荡的低剪切流动中。2组织工程心脏瓣膜支架的要求组织工程心脏瓣膜支架需要在结构和功能上满足体内的需求。在结构上，支架要模拟天然瓣叶形状，引导组织生长，要有较大的表面积以提高细胞吸附能力和提供更多的吸附位点，同时，还要有相互贯通的三维多孔体系，以传送营养物质。在功能上，支架需要具有良好的力学性能以提供抵抗动脉压力的力学强度和完整性，而且要有良好的生物相容性口，并在适当的时间可自行降解，不产生有害物质。3组织工程心脏瓣膜支架材
6、料组织工程心脏瓣膜支架材料有异种或异体支架和天然或合成材料支架两种。研究表明，以脱细胞的细胞外基质为主的异种或异体支架植入体内后会出现钙化和免疫反应以及瓣膜小叶增厚。天然材料生物相容性好，能吸附细胞膜上的整合素。整合素能刺激细胞与细胞、细胞与基质之间的信号机制以改变细胞功能，重塑细胞、组织和细胞外基质结构，并参与释放生长因子，但天然材料的力学和加工性能较差，需要通过交联固定，而交联介质又会造成细胞毒性。合成材料具有良好的力学和降解性能，但生物性能不足。因此，现阶段大多结合两者的特点，将天然材料和合成材料混合使用。4纤维基组织工程心脏瓣膜支架结构与性能组织工程化心脏瓣膜的概念首先于1995年在文
7、献中提出。制备有助于细胞黏附、增殖的高度贯穿多孔和较大表面积的三维支架是目前研究的重点。纺织成形技术可以生产出精细化的纤维基复合材料结构，对其结构设计、制备和再生产过程可以有效调控以重塑损伤的心脏瓣膜的生物力学性能。因为纱线中的纤维以及织物中的纱线之间没有直接的黏合点，当织物受到应力时，通过纤维的滑移来抵抗变形，提高了纤维织物的力学性能。因此，相较一般的膜材料，纤维织物是一种轻质、高强、高弹的特殊材料，可以应用在心脏瓣膜上，其独特的可折叠性可以防止在瓣膜屈曲过程中出现脱层问题，并且能抵抗血液流动造成的损伤，植入人体之后，即使变形的瓣叶也能承受支架非对称定位所造成的应力。在细胞黏附方面，可以通过
8、调节纤维或纱线的直径和织物的孔隙率来提高细胞的黏附和向内生长能力，并通过特殊设计和纺织成型技术，可以形成三维蓬松结构等复杂结构，从而模拟天然瓣膜的形态。4.1非织造结构非织造结构将纤维或者长丝进行定向或随机排列形成纤网，然后用不同的方法进行加固。采用非织造方法可以制备具有一定规格的网片，通过后处理形成瓣叶形状。在结构上，纤维之间通过物理方法直接黏合，其强度不如纱线之间相互交织、编结而形成的结构，同时，纤维多为微米尺度，网片为二维形态，不易形成复杂的三维多孑L结构，不利于细胞黏附、向内生长和营养物质的传输。首例组织工程心脏瓣膜支架由SHINOKA等在1995年用聚乳糖机织网片周围包覆两个非织造聚
9、羟基乙酸(PGA)网，通过种植成纤维细胞和内皮细胞重建单个肺动脉瓣，并在幼年羊模型中进行评价。结果显示，瓣膜同步打开，没有血栓形成，但随着时间的增加，有少量的狭窄和回流。4.2针织结构针织物通过线圈相互串套成圈形成织物。针织物具有更好的延展性，在有限的厚度范围内提供更多孔洞，高度有序排列的线圈结构使其具有良好的力学性能。针织物的孔隙率取决于所使用的纤维或者纱线的粗细以及线圈结构。4.3静电纺丝膜结构静电纺丝技术是溶液或熔体在高压电场作用下从喷丝口射出，在空气中凝固形成长丝，收集在接收器上形成静电纺丝膜。静电纺丝膜具有相互贯通的三维孔洞结构和较高的孔隙率以及表面积，能够模拟细胞外基质结构，有助于
10、细胞的黏附，静电纺丝技术通过调节纺丝参数，可以产生不同尺度的纤维并形成不同结构的纤维膜。4.3.1混合静电纺丝膜支架通过静电纺丝制备PCL心脏瓣膜假体，随机排列的纤维形成的纤网平均孔隙率为95，在脉冲复制机上测试其体外性能，初步的研究结果很好。通过静电纺丝技术制备出生物可吸收性心脏瓣膜，仍需要进一步的研究。通过混合亲水性较好的聚乙二醇(PEG)和力学性能较好的聚乳酸(PLA)两种材料制备静电纺丝支架(简称PEGdmaPLA混合支架)，并在PLA静电纺丝支架和PEGdmaPLA混合支架上进行细胞种植实验，结果如图4所示。由图4可知，相比PLA静电纺丝支架，PEGdmaPLA混合支架的性能具有明显
11、提升，其纤维直径为(0.370.08) tLm，孔隙尺寸为(8.276.23)m2，表现出与天然心脏瓣膜相似的生物力学性能和多孔尺寸。通过种植初级分化的瓣膜细胞实验表明，混合支架具有更好的生物相容性，有助于细胞黏附和增殖，能够保持表型不被破坏，同时没有细胞毒性。未来在混合支架上用细胞外基质蛋白对支架进行修饰将有助于细胞的生长和黏附。4.3.2 三层结构静电纺丝膜瓣膜的多层结构使其力学性能表现出各向异性，从而从本质上保证了瓣膜在心脏收缩时瓣叶的迅速打开，防止可能产生的瓣叶弯曲疲劳。为了模拟天然瓣膜结构，研究者制备三层支架结构，中间层为具有较高力学性能的材料，在组织愈合过程中提供必要的功能支撑，而
12、内、外两层则选用具有良好生物相容性和细胞黏附性能的材料，以提高细胞黏附、增殖、迁移、分化的能力。聚氨酯弹性体(PUR)具有天然瓣膜周向所需的力学强度，能够抵抗舒张期所受到的压力，但其过于刚硬。胶原具有良好的变形能力，可是缺乏足够的力学强度，最大的强度只有0.38 MPa。因此，运用静电纺丝技术在两层胶原之间加上一层PUR形成纳米纤维网，并取得了良好的效果。制备了聚氨酯(PU)凝胶一甲壳素三层纳米纤维支架，与PGAPLA静电纺丝支架和胶原涂层的牛心包进行对比。PU凝胶一甲壳素、PGAPLA和胶原涂层的牛心包都具有良好的生物相容性，而凝胶能够提高内皮细胞的黏附和增殖性能。此外，在承受逐渐增加的脉动
13、流动时，在PU凝胶一甲壳素材料上种植的内皮细胞表现出最好的细胞保留率，这表明通过静电纺丝制备的PU支架虽然单薄但是强度很大。研究表明，纤维之间直接通过黏合加固形成的纤维基支架在体内无法满足生理环境对瓣膜支架强度的要求，但是凭借复合纺织技术，选择力学性能优良的长丝作为增强纤维或者在静电纺丝支架上涂层以加固支架强度等较好地解决了强度的问题。而在生物性能上，针织和非织造技术形成的织物或二维纤网不利于细胞的黏附和生长，因为缺乏营养和代谢物质传输的通道；但经静电纺丝形成的三维贯穿多孔结构可以较好地模拟天然瓣膜结构，促进新生组织生长和保持心脏瓣膜功能正常。研究表明，静电纺丝制备组织工程心脏瓣膜支架的技术多
14、采用混合材料，以提高支架的力学性能和生物相容性，同时采用纳米纤维模拟天然瓣膜三层组织结构，以提高细胞的黏附和增殖性能，已取得了良好的效果。因此，静电纺丝技术有望成为较好的组织工程支架的制备方法。4.3.3静电纺丝心脏瓣膜支架的不足与解决办法首先，细胞在静电纺丝支架上的渗透性能较差。比较了用于主动脉瓣的静电纺丝支架和针织支架，结果表明，针织支架具有较大的纤维直径和孔隙尺寸，细胞向内渗透性能良好，而静电纺丝纤维之间孔径小，细胞只能在表面黏附而无法进入支架内部。通过将细胞规则地组装到多层三维结构中，在层层组织重建的过程中得到对每种细胞都具有高度特异性的三维微观环境，改善了细胞的渗透性能。其次，静电纺
15、丝支架的生物力学性能有待提高，其中抗弯刚度大是目前最突出的问题。通过减缓静电纺丝过程中芯棒移动速度和混合有更高模量且降解速度很快的纤维，以提供支架更大的力学各向异性和更低的抗弯刚度。第三，对于体内组织工程应用，静电纺丝溶剂的毒性需要关注。溶液静电纺丝可能会造成细胞毒性，目前有机溶剂的替代物是用水作为静电纺丝介质，随后在静电纺丝网上进行物理化学交联。在用丝素蛋白进行静电纺丝时，使用水作为溶剂。另外，采用熔体静电纺丝技术制备多层组织工程支架结构，也很好地解决了这方面的问题。4.3.4组织工程瓣膜支架材料研究的新进展新思路近年来许多新思路、新工艺方法、新材料被引入到TEHV研究领域中并取得新的进展。
16、计算机技术被引入组织工程瓣膜支架的制作之中。Sodian等对人自体主动脉进行CT扫描，用计算机软件处理所得数据后，重建三维立体模型，以此为根据用P4HB制作出高度解剖仿真瓣膜支架。在该支架上种植人脐带细胞，动态培养7d，发现复苏的冷冻脐带细胞可以在该支架上保持活性并生长入支架孔隙内部;组织学检查提示形成层状组织结构，支架内部和外部可形成结缔组织，所构建的组织工程瓣膜拥有适于植入体内的组织强度。电纺丝(electrospinning)技术利用聚合物溶液或熔体在强电场的喷射作用对高分子原料进行纺丝加工，是一种制备超细纳米纤维的新型加工工艺。Court-ney等以聚胺酯(polyesterurethaneureas，PEUU)为原料，运用电纺丝技术，制备出纤维直径、孔隙率、降解率均可控的电纺PEUU瓣膜支架。该支架弹性良好，力学性能接近于天然支架。此外在制作支架的同时，可用电喷射(electrospraying)技术将
