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(yōu)異且覆蓋范圍寬，而應(yīng)用于生產(chǎn)、生活的多個(gè)領(lǐng)域。商業(yè)用途的PU早在20世紀(jì)30年代即投入應(yīng)用，而醫(yī)療用途的PU在20世紀(jì)60年代初才開始應(yīng)用。由于聚合鏈中的氨基甲酸酯鍵與氨基酸的結(jié)構(gòu)相近，因而具有良好的生物相容性。早期PU材料主要應(yīng)用于心血管和骨科疾病的治療，其后逐漸推廣到其他領(lǐng)域。伴隨組織工程研究的開展，PU因其分子結(jié)構(gòu)多樣化、功能基團(tuán)可修飾的性質(zhì)，被制備為性能各異、用于多種組織構(gòu)建的支架?，F(xiàn)就目前相關(guān)研究進(jìn)展綜述如下。

1 PU材料的構(gòu)成

PU材料軟、硬段各自形成不同的微區(qū)分散在PU基體中，形成微相分離結(jié)構(gòu)。軟段與硬段的結(jié)構(gòu)與組成、－NCO的含量均影響支架的性能。軟段相區(qū)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(jié)構(gòu)中各種基團(tuán)的水解穩(wěn)定性順序?yàn)?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(tǒng)的聚醚更強(qiáng)。將聚己內(nèi)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(kuò)張性逐漸增加[1]。硬段相區(qū)決定材料的硬度、拉伸強(qiáng)度和抗撕裂強(qiáng)度。隨著硬段相的增加，聚氨酯從軟段為連續(xù)相向硬段為連續(xù)相過渡，軟段與硬段間的氫鍵數(shù)增多，材料從韌性轉(zhuǎn)變?yōu)榇嘈?。商業(yè)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(jī)械性能的范圍大于二異氰酸酯合成的PU[2]。

2 生物穩(wěn)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(wěn)定性。但是，長(zhǎng)期植入體內(nèi)的PU在應(yīng)力和離子氧化的作用下會(huì)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(wěn)定性。Raghunath等[3]將兩種方法結(jié)合，用多面體低聚硅倍半氧烷和聚碳酸酯反應(yīng)，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(wěn)定性進(jìn)一步增強(qiáng)。隨后，Raghunath將聚已酸內(nèi)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(fù)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(jī)械性能穩(wěn)定的同時(shí)，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(tuán)，通過選用不同的軟段及調(diào)節(jié)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(nèi)酯(PCL)等[1]。而采用降解產(chǎn)物無毒的飽和環(huán)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(diào)整材料的降解速率[2]。

3 形狀記憶功能

PU形狀記憶效應(yīng)的基本原理:PU分子的軟段和硬段的聚集狀態(tài)、熱行為不同，二者導(dǎo)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(fā)生形變后，當(dāng)溫度超過軟段的Tg時(shí)，軟段恢復(fù)常態(tài)。硬段為氨基甲酸酯聚集成的微區(qū)，具有較高的Tg硬段。當(dāng)溫度處于Tg軟段和Tg硬段之間時(shí)，對(duì)材料施加外力，不會(huì)造成永久形變[4]。Ajili等[5]將聚己內(nèi)酯型聚氨酯和聚己酸內(nèi)酯以70/30的比例混合，制備回復(fù)溫度在36.5℃的支架。軟段的結(jié)晶性和硬段的共價(jià)交聯(lián)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(yōu)勢(shì):原料價(jià)格便宜，容易獲??；原料品種多，成品性能廣泛，形狀記憶恢復(fù)溫度范圍寬；加工方式多，塑形方便；性狀穩(wěn)定，耐腐蝕；電絕緣性好，保溫效果好；重量輕，運(yùn)輸、生產(chǎn)及使用方便；形變量大，易變形。但是，材料的回復(fù)應(yīng)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(xiàn)反應(yīng)注射模塑和水性聚氨酯等。提高支架的孔隙率可以增加細(xì)胞與材料的接觸面積，提高結(jié)合力[6]。傳統(tǒng)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(fā)泡法。將上述方法進(jìn)行改進(jìn)和組合，可在提高材料性能的同時(shí)，避免使用有毒試劑。Rowlands等[7]利用熱致相分離技術(shù)，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(jié)合鹽析法，將兩種PU材料復(fù)合，支架孔間溝通緊密。在不使用有毒試劑的情況下，可以對(duì)孔隙率、孔徑和孔間交通通路進(jìn)行調(diào)節(jié)。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(yīng)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(fā)泡技術(shù)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(shí)，隨噴槍和轉(zhuǎn)軸距離的增加，孔隙率增大，順應(yīng)性也會(huì)增加[6]。液滴噴射技術(shù)結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)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(kuò)鏈劑，引入磺酸基，當(dāng)PH值大于8.7時(shí)，聚合物離子化，可以用于液滴噴射技術(shù)[11]。另外，有學(xué)者采用靜電絲紡技術(shù)[12－13]，使網(wǎng)格狀支架可以誘導(dǎo)細(xì)胞排列、增殖和分化。當(dāng)纖維直徑在0.28～2.3 μm時(shí)，直徑越大，排列越整齊，誘導(dǎo)效果越明顯[13]。

還有學(xué)者采用端基修飾和整合不同材料的辦法對(duì)支架材料進(jìn)行改性。Eglin等[14]將法呢醇生成的類異戊二烯共價(jià)結(jié)合于聚氨酯進(jìn)行端基修飾，以鹽析法制成支架。Blanco等[15]在體外構(gòu)建骨髓微環(huán)境時(shí)發(fā)現(xiàn)，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(xì)胞因子的能力

不同類型PU材料的降解速率不同，當(dāng)溫度或pH值變化時(shí)，某些材料會(huì)改變膨脹/收縮狀態(tài)，因此被制成藥物釋放體。有報(bào)道將該技術(shù)用于制備支架，以模擬細(xì)胞生長(zhǎng)的體內(nèi)環(huán)境。攜帶血小板源性生長(zhǎng)因子粉末的PU支架，能在第一天釋放75%的生長(zhǎng)因子，隨后緩慢釋放剩余的生長(zhǎng)因子[2]。Li等[16]在發(fā)泡反應(yīng)之前將骨形態(tài)發(fā)生蛋白(BMP2)粉末混入原材料，取得與上述相似的結(jié)果。其后，Li改進(jìn)工藝，用PLGA包裹BMP2制成球形體，然后混入支架，BMP2持續(xù)釋放。與前期實(shí)驗(yàn)相比，骨形成率大幅提高。用PLGA包裹胰島素樣生長(zhǎng)因子(IGF1)和凝膠的混合物后，在最初的8 h內(nèi)，IGF1呈爆發(fā)式釋放，隨后釋放速度變慢，至第4周時(shí)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(zhǎng)因子與支架相結(jié)合，具有生物利用度高、釋放緩慢持久、作用直接等優(yōu)點(diǎn)。但是，如何有效地調(diào)控生長(zhǎng)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(xué)科應(yīng)用

6.1 心臟和血管

研究表明PU材料的微相分離結(jié)構(gòu)可以有效抗血栓形成、抑制血管內(nèi)膜增生。應(yīng)用靜電絲紡技術(shù)合成的高強(qiáng)度彈性體適于細(xì)胞生長(zhǎng)，并可水解和酶解，其亞微米級(jí)網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)能夠誘導(dǎo)干細(xì)胞排列和分化[12]。該技術(shù)尚可制備適合細(xì)胞長(zhǎng)入的三層管狀物，用于血管構(gòu)建。其內(nèi)、外層為PLGA，中間是PU。觀察發(fā)現(xiàn)，內(nèi)皮細(xì)胞層完整，免疫組化染色顯示內(nèi)皮細(xì)胞層和平滑肌細(xì)胞層基質(zhì)豐富，管狀物的機(jī)械性能和天然血管非常接近[17]。應(yīng)用1,4-二異氰基丁烷、腐胺擴(kuò)鏈劑、聚己內(nèi)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(zhì)。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(zhǎng)率在660%～875%之間，抗張強(qiáng)度在8～24 MPa之間[1]。體外實(shí)驗(yàn)中，聚合物支持平滑肌細(xì)胞黏附，而且其降解產(chǎn)物無毒性。Heijkants等[8]將PU溶于二甲基亞砜，結(jié)合熱誘導(dǎo)相分離技術(shù)和鹽析法，研究聚合物的濃度和淬火溫度對(duì)孔徑分布的影響。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，支架孔隙率控制在76%～84%之間，通過調(diào)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(gòu)建研究中，支架在具有生物相容性的同時(shí)，還必須具備生物降解性。通常是在軟段采用體內(nèi)、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(kuò)鏈劑和PCL 2000為原料，通過熱誘導(dǎo)相分離技術(shù)合成PU補(bǔ)片支架，孔隙率可達(dá)85%。以右室流出道缺損的大鼠為動(dòng)物模型，在缺損部位植入PU支架，對(duì)照組采用聚四氟乙烯(PTFE)補(bǔ)片。術(shù)后第4、8、12周，取出內(nèi)置物進(jìn)行檢測(cè)。第4周，PU支架表面有成纖維細(xì)胞生長(zhǎng)，其后細(xì)胞逐漸長(zhǎng)入支架，在巨嗜細(xì)胞的持續(xù)作用下，材料逐漸降解；PTFE支架無細(xì)胞長(zhǎng)入，免疫應(yīng)答在第4周達(dá)到高峰，并逐漸減弱。心肌缺血造成的心肌細(xì)胞死亡常導(dǎo)致心功能下降、心室重塑或心衰。傳統(tǒng)的心肌整復(fù)術(shù)的效果往往差強(qiáng)人意，聚氨酯補(bǔ)片有望成為一種有效的修復(fù)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(jī)聚合物PU和無機(jī)材料HA制成復(fù)合材料，可以達(dá)到增加強(qiáng)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(jī)質(zhì)，羥基磷灰石模仿鈣、磷礦物質(zhì)[19]。鹽析法結(jié)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(yīng)用該方法，制備用于修復(fù)骨缺損的含有六亞甲基二異氰酸酯(HDI)、多種擴(kuò)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(fù)合羥基磷灰石，支架表面的骨傳導(dǎo)性大大提高。體外實(shí)驗(yàn)證明，鈣化作用有助于提高材料的親水性。體內(nèi)實(shí)驗(yàn):實(shí)驗(yàn)組軟段中親水性材料占70%，而對(duì)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(nèi)的成骨細(xì)胞長(zhǎng)入支架形成松質(zhì)骨[20]。6個(gè)月以后，實(shí)驗(yàn)組支架孔隙內(nèi)形成的骨質(zhì)的鈣磷比接近正常松質(zhì)骨。親水性支架內(nèi)新生骨的礦物質(zhì)含量遠(yuǎn)高于疏水性支架。材料表面均沒有密質(zhì)骨形成，骨缺損表面有一層纖維結(jié)締組織覆蓋。實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，在1歲半至2歲的雌激素缺乏的綿羊體內(nèi)，復(fù)合羥基磷灰石的支架可有效地促進(jìn)骨組織再生[21]。Hafeman等[2，16]用熱誘導(dǎo)相分離技術(shù)，以短鏈多元醇和賴氨酸三異氰酸酯反應(yīng)合成能夠穩(wěn)定釋放血小板源性生長(zhǎng)因子(PDGF)的PU。PDGF的起始負(fù)荷量對(duì)釋放動(dòng)力學(xué)并沒有顯著影響。實(shí)驗(yàn)通過接種骨髓來源的細(xì)胞，對(duì)釋放的PDGF進(jìn)行評(píng)估，發(fā)現(xiàn)其生物活性可以維持21 d，到第21天，支架釋放了89%的生長(zhǎng)因子。培養(yǎng)5、14、21 d后檢測(cè)發(fā)現(xiàn)，能夠釋放PDGF的支架上的細(xì)胞密度遠(yuǎn)高于缺乏PDGF的支架，進(jìn)一步證明PDGF保留了生物活性。材料在室溫下呈液態(tài)，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(gòu)建的難點(diǎn)之一是促進(jìn)合成正?；|(zhì)。Raghunath等[3]制備了降解速率可控的聚己酸內(nèi)酯/聚碳酸酯支架以促進(jìn)軟骨基質(zhì)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(chǎn)物無毒性的支架。支架的孔徑在100～300 μm的范圍內(nèi)、孔間距可以在10～2 000 μm范圍內(nèi)進(jìn)行調(diào)整。通過改變機(jī)械性能和孔隙率，可獲得適用于軟骨等多種組織構(gòu)建的支架。Gisselfaelt等[23]應(yīng)用濕紡技術(shù)，以PCL 530為原料，制備了聚氨酯韌帶。其后，Bashur等[13]應(yīng)用靜電絲紡技術(shù)制備韌帶組織支架，結(jié)果顯示，當(dāng)支架由亞微米級(jí)直徑的纖維整齊排列而成時(shí)，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(jī)械性能覆蓋范圍寬和降解速率慢而應(yīng)用于醫(yī)療領(lǐng)域。當(dāng)組織工程研究開展后，材料學(xué)家將原有工藝結(jié)合納米技術(shù)、靜電絲紡、倒相噴霧等方法制備出眾多的PU支架材料，應(yīng)用于組織工程化骨、軟骨、血管等的構(gòu)建，因其具備促進(jìn)細(xì)胞生長(zhǎng)和血管化、降解速率可調(diào)、可控制性釋放生長(zhǎng)因子等優(yōu)點(diǎn)，而擁有廣闊的應(yīng)用前景。如何將用于不同組織構(gòu)建的PU支架組合在一起，形成用于構(gòu)建軟骨－骨、神經(jīng)－血管等復(fù)合組織(或器官)的支架，將是下一步的研究重點(diǎn)。

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