曹西迎(綜述)，翁國(guó)星(審校)

(1.福建醫(yī)科大學(xué)省立臨床醫(yī)學(xué)院心血管外科，福州350001;2.福建省立醫(yī)院心血管外科，福州350001)

組織工程血管廣泛用于心血管疾病的外科手術(shù)治療。目前，冠狀動(dòng)脈粥樣硬化性心臟病的發(fā)病率呈現(xiàn)出逐年上升的趨勢(shì)［1］，仍以冠狀動(dòng)脈搭橋移植術(shù)作為主要治療手段［2］。手術(shù)中主要用自體靜脈和(或)動(dòng)脈血管作為移植物。但有些患者由于沒(méi)有適合移植的自體血管，導(dǎo)致血管移植管道來(lái)源受限［3］。而傳統(tǒng)人工血管材料由于免疫排斥反應(yīng)，血管壁吻合口增生，血栓形成等各種原因，導(dǎo)致遠(yuǎn)期通暢率降低，影響預(yù)期臨床治療效果。因此，具有血管再生潛能的組織工程血管高分子生物支架的出現(xiàn)頗有意義，它可替代自體血管用于血管移植手術(shù)。

1 血管組織工程的發(fā)展

1.1 組織工程 1984年馮元禎首次提出組織工程的概念。1987年由美國(guó)國(guó)家科學(xué)基金會(huì)正式提出和確定組織工程的概念，并指出組織工程可認(rèn)為有兩種領(lǐng)域:組織替代與組織再生。1988年，有研究指出，組織工程是涉及工程和生命科學(xué)的應(yīng)用原則與方法，在正常組織和病理組織中建立結(jié)構(gòu)功能關(guān)系，來(lái)重建、維持或提高組織功能［4］。1993年，Langer等［5］指出，組織工程具有產(chǎn)生隨患者生長(zhǎng)的免疫相容性的器官或組織替代物的潛能。因此，組織工程對(duì)組織的再生具有重大意義。

1.2 組織工程血管 人工血管的替代與重建通過(guò)血管組織工程學(xué)完成，即體外將正常的血管壁細(xì)胞分離、培養(yǎng)并種植于細(xì)胞外基質(zhì)上，構(gòu)建自體血管后植入體內(nèi)，完成替代或修復(fù)。1998年L'Heureux 等［6］研究發(fā)現(xiàn)，人血管平滑肌細(xì)胞和維生素C共同培養(yǎng)后產(chǎn)生一片膜狀結(jié)構(gòu)，并制作出三維結(jié)構(gòu)的可以自我更新的組織工程血管，可以減低感染的發(fā)生，降低機(jī)體免疫反應(yīng)，有利于提高遠(yuǎn)期通暢率。雖然該人工血管還缺乏足夠的動(dòng)物實(shí)驗(yàn)及臨床觀察來(lái)判斷其在體內(nèi)的生物學(xué)行為。但這足以證實(shí)種植血管內(nèi)皮細(xì)胞后的組織工程血管用于血管移植的可行性。

1.3 組織工程血管生物支架 臨床上血管移植手術(shù)需要各種口徑及具有良好遠(yuǎn)期通暢率的人工血管。人工血管移植術(shù)后，存在植入部位流體力學(xué)作用、病損環(huán)境的促凝作用、組織材料的構(gòu)象和組分等影響遠(yuǎn)期通暢率的各種因素［7］。臨床工作中發(fā)現(xiàn)人工血管移植物在移植后仍然存在血管再狹窄情況，面臨血栓形成、血管阻塞的危險(xiǎn)。尤其是小口徑人工血管(直徑 ＜6 mm)仍存在許多問(wèn)題，面臨挑戰(zhàn)［8］。而內(nèi)皮細(xì)胞的植入明顯改善并減少血栓形成。為此，血管組織工程學(xué)重點(diǎn)在于制作組織工程血管生物支架，并將單層內(nèi)皮細(xì)胞植入組織工程血管生物支架內(nèi)壁。通過(guò)組織工程血管生物支架適合的結(jié)構(gòu)及強(qiáng)度來(lái)達(dá)到臨床功能:包括為細(xì)胞提供可以支撐的底物;具有暫時(shí)的機(jī)械性能為新組織細(xì)胞提供三維結(jié)構(gòu)及支配新生組織功能性的發(fā)展。但是，種子細(xì)胞與組織工程血管生物支架材料之間的結(jié)合，往往得不到滿意的結(jié)果，血管內(nèi)皮細(xì)胞的黏附問(wèn)題，組織相容性問(wèn)題仍然得不到很好的解決。為此，人們從高分子材料選取、組織工程血管高分子生物支架的制作技術(shù)等不同角度提高組織工程血管高分子生物支架的組織相容性。

2 組織工程血管生物支架材料

選擇具有良好組織相容性的組織工程血管生物支架材料，無(wú)疑是組織工程血管生物支架發(fā)展的基石。高分子材料具有較好的物理機(jī)械性能、分子結(jié)構(gòu)更接近于生物體的分子結(jié)構(gòu)，被廣泛用作生物材料，并已在組織工程領(lǐng)域發(fā)揮著重要作用。目前，高分子生物材料已應(yīng)用于骨科的骨組織的修補(bǔ)以及韌帶的置換［9］，泌尿外科及肝膽外科的管道組織置換與修補(bǔ)，整形外科以及眼耳鼻喉科、神經(jīng)科的組織修復(fù)［10］，是在組織工程中應(yīng)用最廣、研究最多，最具發(fā)展?jié)摿Φ牟牧稀?/p>

2.1 組織工程血管生物支架材料的條件 良好的組織工程血管生物支架材料應(yīng)具有良好的組織相容性和血液相容性，與宿主健康血管相近似的動(dòng)力學(xué)性能;能與所替代的血管愈合成一體，不易形成血栓，性能穩(wěn)定，可塑性好，能選擇不同的口徑和長(zhǎng)度［11］。還應(yīng)具有力學(xué)強(qiáng)度好，微孔結(jié)構(gòu)、材料降解時(shí)間可調(diào)控的優(yōu)點(diǎn)，最后完全降解，避免異物反應(yīng)所引起的不良反應(yīng)。

2.2 組織工程血管生物支架材料分類(lèi)

2.2.1 天然生物支架材料 主要有甲殼素、葡聚糖明膠、膠原蛋白、彈性蛋白、多聚氨基酸、多肽、透明質(zhì)酸及其復(fù)合物等。多由正常組織細(xì)胞外的高分子合成，本身包含許多生物信息，能夠提供細(xì)胞所需的信號(hào)。與細(xì)胞親和性強(qiáng)，能為細(xì)胞的生長(zhǎng)、增殖、分化及功能發(fā)揮提供近似體內(nèi)的發(fā)生發(fā)育的細(xì)胞外基質(zhì)支架條件，能使細(xì)胞聚集成組織，控制組織結(jié)構(gòu)，調(diào)節(jié)細(xì)胞表型。植入體內(nèi)時(shí)無(wú)或只有極低的免疫排斥反應(yīng)，而且構(gòu)建的組織工程血管具有良好的順應(yīng)性［8］。

2.2.2 去細(xì)胞生物源性生物支架材料 脫去細(xì)胞的動(dòng)脈，含有細(xì)胞抗原的脂質(zhì)體和可溶性黏多糖均被除去，而其結(jié)構(gòu)蛋白(如膠原纖維和彈性纖維)排列有序，保存良好，結(jié)構(gòu)蛋白的存在，可使脫細(xì)胞的移植物在植入體內(nèi)之前被自體細(xì)胞重新植入。由于取出了細(xì)胞抗原，尤其是內(nèi)皮細(xì)胞抗原，可以防止異體移植物引起的炎性反應(yīng)和免疫反應(yīng)。但是該種血管存在如何完全去除細(xì)胞和血管韌性等問(wèn)題［5］。

2.2.3 可降解高分子生物支架材料 主要有聚乳酸及其共聚物、聚己內(nèi)酯、聚羥基丁酸酯、膨體聚四氟乙烯和滌綸等。高分子生物材料具有良好的生物相容性，生物可降解性和可吸收性，而且其強(qiáng)度、降解速度、微結(jié)構(gòu)和滲透性具有可控制性。但膨體聚四氟乙烯和滌綸生物機(jī)械性及細(xì)胞相容性限制其發(fā)展及應(yīng)用。研究發(fā)現(xiàn)，聚乳酸作為一種可降解的具有良好生物相容性的高分子生物材料，可在體內(nèi)降解生成糖的代謝產(chǎn)物乳酸，最終產(chǎn)物為二氧化碳和水，無(wú)毒害作用。并且有生物降解周期可調(diào)性、良好的加工性的優(yōu)點(diǎn)。在硬骨支架、內(nèi)固定器制作［12］、軟骨、神經(jīng)等組織修復(fù)中得到了廣泛的臨床應(yīng)用［13］，不失為一種理想的組織工程血管生物支架材料。

3 組織工程血管高分子生物支架制作技術(shù)及結(jié)構(gòu)改造

3.1 傳統(tǒng)生物支架制作技術(shù) 添加致孔劑法、氣體發(fā)泡法、粒子瀝濾法、溶膠-凝膠法、有機(jī)泡沫浸漬法、冷凍干燥和溶液澆注/鹽析法等工藝可以制備多樣性的微觀孔隙結(jié)構(gòu)的支架，且孔隙率較高，但很難達(dá)到200 μm以下適合細(xì)胞營(yíng)養(yǎng)物質(zhì)交換的微孔結(jié)構(gòu)［14］。自由形態(tài)固體支架制作通過(guò)層狀制作工藝制作三維空間支架，利于氧氣和營(yíng)養(yǎng)物質(zhì)進(jìn)入支架內(nèi)部。

3.2 納米纖維生物膜制作技術(shù) 自組裝技術(shù)、相分離法、靜電紡絲法是用于制備納米薄膜的技術(shù)。其中，自組裝技術(shù)可以制作直徑5～8 nm，長(zhǎng)1 μm的納米纖維，因制作程序復(fù)雜，受到限制。相分離法制作簡(jiǎn)單，但規(guī)模較小，只限于實(shí)驗(yàn)室研究制作。靜電紡絲技術(shù)［15］能夠連續(xù)、快速、簡(jiǎn)便地制備超細(xì)甚至納米纖維。納米纖維膜不僅具有微米甚至納米級(jí)的孔洞，而且孔隙率非常高。該技術(shù)操作設(shè)備簡(jiǎn)單、形態(tài)和機(jī)械性能可控，并且可制作各種三維支架而得到發(fā)展。有研究聯(lián)合相分離和靜電紡絲技術(shù)，制作亞微米直徑帶有直徑為100 nm孔洞的纖維支架［16］。對(duì)于各種制作適合細(xì)胞黏附增殖纖維的技術(shù)，人們的評(píng)價(jià)金標(biāo)準(zhǔn)不一。此外據(jù)研究，根據(jù)收集裝置不同的靜電紡絲技術(shù)制作的網(wǎng)格型纖維膜較無(wú)紡型纖維膜更有利于細(xì)胞黏附與細(xì)胞在纖維膜內(nèi)的增殖。

3.3 組織工程血管高分子生物支架結(jié)構(gòu)改造

3.3.1 表面改性 通過(guò)改善生物支架材料構(gòu)造調(diào)節(jié)機(jī)體愈合反應(yīng)，以及通過(guò)體外細(xì)胞培養(yǎng)后植入體內(nèi)可提高生物支架材料的組織相容性。Zhu等［17］將明膠/順丁烯二酸殼聚糖涂于聚乳酸材料外膜以加強(qiáng)其細(xì)胞黏附性。Quirk等［18］研究表明，在共聚物表面涂抹聚賴(lài)氨酸-五肽可明顯提高牛血管內(nèi)皮在共聚物上的黏附功能。Curtis等［19］研究納米顯微結(jié)構(gòu)時(shí)表明，表面具有排列不規(guī)則的納米孔徑結(jié)構(gòu)材料相對(duì)相同孔徑但排列規(guī)則的納米材料來(lái)說(shuō)，更適合細(xì)胞的黏附與增殖活動(dòng)。

3.3.2 內(nèi)部結(jié)構(gòu)改造 Ryu等［20］研究發(fā)現(xiàn)，生物支架材料的空間結(jié)構(gòu)中合適的多孔結(jié)構(gòu)，三維多孔且內(nèi)部貫通的網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)可適應(yīng)細(xì)胞間交換，氧氣、營(yíng)養(yǎng)物質(zhì)的輸送及代謝物的排出，從而影響細(xì)胞的生長(zhǎng)。通過(guò)空間結(jié)構(gòu)改造，使支架材料在三維空間結(jié)構(gòu)、表面的理化及生物學(xué)性質(zhì)等方面模擬自然血管:支架大小(mm～cm級(jí))決定組織工程血管口徑和長(zhǎng)度;支架孔隙的形態(tài)結(jié)構(gòu)和大小(μm級(jí))調(diào)節(jié)細(xì)胞的遷移與生長(zhǎng)。因而，對(duì)多孔生物支架的構(gòu)建以及多級(jí)孔徑的合理設(shè)計(jì)成為當(dāng)今研究的熱點(diǎn)。McCullen等［21］制備聚乳酸納米復(fù)合物纖維，通過(guò)納米碳纖維增強(qiáng)種植的細(xì)胞間相互作用，提高細(xì)胞黏附與增殖。Baman等［22］利用三氟乙醇在聚乳酸生物支架材料中建立通道，可以使細(xì)胞與支架的黏附更加容易。Wang等［23］利用超聲瞬間腔化作用使得聚乳酸生物支架材料原有泡沫樣空間結(jié)構(gòu)中多孔之間相連通，明顯促進(jìn)了細(xì)胞的黏附作用，改善了生物支架的組織相容性。

3.4 納米纖維生物支架 研究發(fā)現(xiàn)［24］納米纖維生物支架的細(xì)胞的黏附與增殖活動(dòng)與納米纖維的直徑有直接關(guān)系，在一定范圍內(nèi)，細(xì)胞的黏附和增殖率呈現(xiàn)出雙峰狀分布的表現(xiàn)。多孔組織工程血管高分子生物支架結(jié)構(gòu)應(yīng)具有互相連通的大孔、微孔和介孔多級(jí)孔徑結(jié)構(gòu)增加材料的比表面積，利于氧氣和營(yíng)養(yǎng)物質(zhì)的傳輸及代謝物的排出，對(duì)于細(xì)胞的黏附、增殖、分化的調(diào)控起著非常重要的作用。多級(jí)孔徑結(jié)構(gòu)的納米纖維生物支架對(duì)組織工程結(jié)構(gòu)的研究具有重要意義及臨床應(yīng)用前景。

縱觀國(guó)內(nèi)外各項(xiàng)研究，不斷探索發(fā)現(xiàn)新的組織血管替代物。應(yīng)用良好細(xì)胞相容性的新型高分子材料和靜電紡絲納米纖維支架制作技術(shù)，具有可制作高組織相容性的組織工程血管高分子生物支架，最終替代自體血管并實(shí)現(xiàn)血管再生的潛能，在血管組織工程領(lǐng)域具有良好前景，對(duì)心血管病外科治療的發(fā)展也有重大意義和深遠(yuǎn)影響。

［1］Lloyd-Jones D.American Heart Association:heart disease and stroke statistics-2010 update:a report from the American Heart Association［J］.Circulation，2010，121(7):e46-e215.

［2］Leszek JW.Risk factors for delirium in the elderly after coronary artery bypass(CABG).Abstracts for oral sessions［J］.Eur Psychiatry，2008，23(2):S15.

［3］Fatourou EM，Paraskevas KI，Seifalian AM，et al.The role of established and emerging risk factors in peripheral vascular graft occlusion［J］.Expert Opin Pharmacother，2007，8(7):901-911.

［4］Sachlos E，Czernuszka JT.Making tissue engineering scaffolds work.Review:the application of solid freeform fabrication technology to the production of tissue engineering scaffolds［J］.Eur Cell Mater，2003，5(1):29-39.

［5］Langer R，Vacanti JP.Tissue engineering［J］.Science，1993，260(5110):920-926.

［6］L'Heureux N，Germain L，Auger FA.Tissue engineering［J］.Science，1999，284(5420):1621-1622.

［7］O'Brien CP，Stuart SJ，Bruce DA，et al.Modeling of peptide adsorption interactions with a poly(lactic acid)surface［J］.Langmuir，2008，24(24):14115-14124.

［8］Ravi S，Qu Z，Chaikof EL.Polymeric materials for tissue engineering of arterial substitutes［J］.Vascular，2009，17(1):S45-S54.

［9］Roshan-Ghias A，Terrier A，Bourban PE.In vivo cyclic loading as a potent stimulatory signal for bone formation inside tissue engineering scaffold［J］.Eur Cell Mater，2010，19(1):41-49.

［10］Jing X，Matthew R.Conductive core-sheath nanofibers and their potential application in neural tissue engineering［J］.Adv Funct Mater，2009，19(14):2312-2318.

［11］Kielty CM，Stephan S，Sherratt MJ.Applying elastic fibre biology in vascular tissue engineering［J］.Philos Trans R Soc Lond B Biol Sci，2008，362(1484):1293-1312.

［12］Bolland BJ，Kanczler JM，Dunlop DG.Development of in vivo muCT evaluation of neovascularisation in tissue engineered bone constructs［J］.Bone，2008，43(1):195-202.

［13］Acocella F，Brizzola S，Valtolina C.Prefabricated tracheal prosthesis with partial biodegradable materials:a surgical and tissue engineering evaluation in vivo［J］.J Biomater Sci Polym Ed，2007，18(5):579-594.

［14］Mclntosh L，Cordell JM，Wagoner AJ.Impact of bone geometry on effective properties of bone scaffolds［J］.Acta Biomater，2009，5(2):680-692.

［15］Bashur CA，Shaffer RD，Dahlgren LA.Effect of fiber diameter and alignment of electrospun polyurethane meshes on mesenchymal progenitor cells［J］.Tissue Eng Part A，2009，15(9):2435-2445.

［16］Barnes CP，Sell SA，Boland ED.Nanofiber technology:designing the next generation of tissue engineering scaffolds［J］.Adv Drug Deliv Rev，2007，59(14):1413-1433.

［17］Zhu A，Zhao F，Ma T.Photo-initiated grafting of gelatin/N-maleic acyl-chitosan to enhance endothelial cell adhesion，proliferation and function on PLA surface［J］.Acta Biomater，2009，5(6):2033-2044.

［18］Quirk RA，Chan WC，Davies MC.Poly(L-lysine)-GRGDS as a biomimetic surface modifier for poly(lactic acid)［J］.Biomaterials，2001，22(8):865-872.

［19］Curtis AS，Gadegaard N，Dalby MJ.Cells react to nanoscale order and symmetry in their surroundings［J］.IEEE Trans Nanobioscience，2004，3(1):61-65.

［20］Ryu W，Min SW，Hammerick KE.The construction of three-dimensional micro-fiuidic scaffolds of biodegradable polymers by solvent vapor based bonding of micro-molded layers［J］.Biomaterials，2007，28(6):1174-1184.

［21］McCullen SD，Stevens DR，Roberts WA.Characterization of electrospun nanocomposite scaffolds and biocompatibility with adiposederived human mesenchymal stem cells［J］.Int J Nanomedicine，2007，2(2):253-263.

［22］Baman NK，Schneider GB，Terry TL.Spatial control over cell attachment by partial solvent entrapment of poly lysine in microfuidic channels［J］.Int J Nanomedicine，2006，1(2):213-217.

［23］Wang X，Li W，Kumar V.A method for solvent-free fabrication of porous polymer using solid-state foaming and ultrasound for tissue engineering applications［J］.Biomaterials，2006，27(9):1924-1929.

［24］Chen M，Patra PK，Warner SB.Role of fiber diameter in adhesion and proliferation of NIH 3T3 fibroblast on electrospun polycaprolactone scaffolds［J］.Tissue Eng，2007，13(3):579-587.