目的 綜述人工合成可降解聚合材料在骨修復(fù)重建的研究現(xiàn)狀，展望骨替代材料和骨組織工程支架材料的發(fā)展方向。 方法 查閱近年來關(guān)于人工合成可降解聚合材料作為骨修復(fù)替代和骨組織工程支架材料的相關(guān)文獻(xiàn)，并分別進(jìn)行闡述。 結(jié)果 目前作為骨修復(fù)替代和骨組織工程支架材料研究較多的人工合成可降解聚合材料包括脂肪族聚酯、聚氨酯、聚酸酐和氨基酸聚合物。各種聚合材料都具有良好的生物安全性和組織相容性，且降解產(chǎn)物無毒。材料的機(jī)械強(qiáng)度和降解速率可根據(jù)合成的官能基團(tuán)種類、數(shù)目和合成方法進(jìn)行調(diào)節(jié)，因而可按需制備出一定強(qiáng)度和降解速率的骨修復(fù)材料。初步動(dòng)物實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示其具有良好的骨修復(fù)效果。 結(jié)論 人工合成降解性聚合材料，特別是各種共聚物材料、復(fù)合材料、負(fù)載骨生長(zhǎng)因子的材料，可能成為最具潛力、最為理想的骨修復(fù)重建生物材料。
【摘 要】 目的 通過動(dòng)物實(shí)驗(yàn)評(píng)價(jià)重組蛇毒纖溶因子（recombinant fibrinolytic enzyme factor Ⅱ，rF Ⅱ）修飾聚氨酯（polyurethane，PU）人工血管的植入效果。 方法 采用浸漬- 瀝濾法制備口徑4 mm PU 微孔人工血管，掃描電鏡觀察血管管壁微孔大小和形態(tài)，用rF Ⅱ修飾人工血管內(nèi)腔。取20 只體重（20 ± 1） kg 的雄性雜種犬制作頸動(dòng)脈2 cm 缺損模型，隨機(jī)分為3 組：rF Ⅱ修飾PU 組（n=8）、無rF Ⅱ修飾PU 組（n=6）和膨體聚四氟乙烯（expandedpolytetrafluoroethlyene，ePTFE）組（n=6），植入相應(yīng)人工血管以修復(fù)缺損。記錄術(shù)后動(dòng)物一般情況；計(jì)算術(shù)后30 d 和60 d的血管通暢率；測(cè)量術(shù)后60 d 人工血管內(nèi)徑，并進(jìn)行組織學(xué)檢查和掃描電鏡觀察。 結(jié) 果 制得的PU 微孔人工血管內(nèi)徑（3.74 ± 0.06）mm，壁厚0.4 ～ 0.6 mm，密度0.25 g/cm3，孔隙率79.8%，徑向動(dòng)態(tài)順應(yīng)性為8.57%/100 mmHg。人工血管管壁內(nèi)，微孔分布均勻，呈開孔結(jié)構(gòu)。外層孔徑為（140 ± 41）μm，內(nèi)層孔徑為（100 ± 3）μm，外層/ 內(nèi)層的厚度比約2 ∶ 1，內(nèi)腔表面孔徑為（40 ± 16）μm。術(shù)后頸部切口愈合良好，動(dòng)物均存活，無并發(fā)癥發(fā)生。術(shù)后30 d 及60 d 血管通暢率：rF Ⅱ修飾PU 組分別為100% 及66.7%，無rF Ⅱ PU 組為66.7% 及33.3%，ePTFE 組為66.7% 及0，堵塞的人工血管在吻合處發(fā)現(xiàn)血栓。rF Ⅱ修飾PU 組、無rF Ⅱ修飾PU 組及ePTFE 組植入前血管內(nèi)徑分別為（3.74 ± 0.06）、（3.74 ± 0.06）、（4.00 ±0.03） mm；術(shù)后60 d 內(nèi)徑分別為（4.51 ± 0.05）、（4.31 ± 0.24）、（4.43 ± 0.12）mm；3 組間植入前后比較差異均無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P gt; 0.05）。rF Ⅱ修飾PU 組組織學(xué)觀察，植入15 d 有血漿蛋白在內(nèi)腔表面沉積；30 d 后有少量細(xì)胞黏附；60 d 后新內(nèi)膜形成。新內(nèi)膜厚度隨植入時(shí)間增加而變厚；植入后60 d rF Ⅱ修飾PU 組人工血管近端、中點(diǎn)及遠(yuǎn)端的新內(nèi)膜厚度分別為（560 ± 22）、（78 ± 5）、（323 ± 31）μm（P lt; 0.05）。掃描電鏡觀察，rF Ⅱ修飾PU 組新內(nèi)膜表面由扁長(zhǎng)形細(xì)胞組成，其長(zhǎng)軸順著血流方向排列，與正常頸動(dòng)脈內(nèi)腔表面形貌相似。 結(jié)論 rF Ⅱ修飾PU 血管內(nèi)腔可提高纖溶活性，減少血栓栓塞的發(fā)生，有利于提高植入血管的通暢率。
目的 研究小徑微孔聚氨酯(polyurethane, PU)人工血管的制備條件對(duì)微觀結(jié)構(gòu)和力學(xué)性能的影響。 方法 采用浸漬瀝濾法制備PU小徑微孔人工血管，通過改變模徑、PU材料、鹽粒大小、鹽膠比和浸漬次數(shù)等制備條件，控制人工血管的尺寸參數(shù)和微觀結(jié)構(gòu)，測(cè)定PU血管的力學(xué)性能，觀察血管尺寸參數(shù)和微觀結(jié)構(gòu)對(duì)其性能的影響。 結(jié)果 PU小徑血管內(nèi)徑2～4 mm，壁厚0.6～1.2 mm，密度0.23～0.49 g／cm3，孔徑42～95 μm，孔隙率56%～80%。血管的徑向順應(yīng)性1.2 %～7.4 %·13.3 kPa-1，水滲透性0.29～12.44 g／(cm2·min)，軸向抗張強(qiáng)度1.55～4.36 MPa，爆破強(qiáng)度60～300 kPa，縫線撕裂強(qiáng)度19.5～96.2N／cm2。相同尺寸時(shí)，Chro-noflex制備的小徑血管的順應(yīng)性和水滲透性優(yōu)于PCU-1500制備的小徑血管，而PCU-1500小徑血管的軸向抗張強(qiáng)度、爆破強(qiáng)度和縫線撕裂強(qiáng)度優(yōu)于Chronoflex小徑血管。 結(jié)論 通過選擇材料和優(yōu)化制備條件，可制得具有合適孔徑和孔隙率，順應(yīng)性和其它性能與天然血管匹配的PU小徑血管。
介紹一種利用聚氨酯高分子材料和有機(jī)溶劑四氫呋喃配制的溶液制備犬門脈高壓癥動(dòng)物模型的方法, 并評(píng)價(jià)成模效果。選用西安本地雜種犬12只, 取上腹部小切口, 經(jīng)門靜脈推注8%(W/V)的聚氨酯-四氫呋喃溶液建立門脈高壓癥模型。分別在造模前、造模中、造模后4、8、12周測(cè)量實(shí)驗(yàn)犬門靜脈壓力, 以造模前門靜脈壓力作為正常參考值, 評(píng)估模型建立效果。結(jié)果顯示經(jīng)門靜脈注射聚氨酯-四氫呋喃溶液后門靜脈壓力可立即升至造模前的2.5倍, 4周后門靜脈壓力維持在造模前的1.5倍以上。該法制備犬門脈高壓癥模型操作簡(jiǎn)單、死亡率低、門靜脈壓力維持穩(wěn)定, 尤其是腹腔粘連極輕, 門靜脈的結(jié)構(gòu)和位置保持正常, 非常適合外科手術(shù)治療門脈高壓癥方面的研究。
為克服羥基磷灰石/聚氨酯植入體材料界面結(jié)合力弱、羥基磷灰石在聚氨酯基體中分散性差等缺陷,論文采用原位復(fù)合法制備納米羥基磷灰石/聚氨酯復(fù)合材料,對(duì)材料的斷面微觀形貌、熱穩(wěn)定性、玻璃化轉(zhuǎn)變溫度、力學(xué)性能進(jìn)行了測(cè)定與分析,借助MG63細(xì)胞與復(fù)合材料共培養(yǎng)方法來評(píng)定復(fù)合材料的生物相容性。原位復(fù)合的方法可以提高界面結(jié)合強(qiáng)度、改善羥基磷灰石顆粒在聚氨酯基體中的分散性,并使材料力學(xué)性能得到明顯改善。結(jié)果表明,當(dāng)羥基磷灰石的質(zhì)量分?jǐn)?shù)為20%時(shí),聚氨酯的熱穩(wěn)定性、玻璃化轉(zhuǎn)變溫度均得以提高;拉伸強(qiáng)度和斷裂伸長(zhǎng)率最大,分別為6.83 MPa、861.17%,與純聚氨酯相比分別提高了236.45%和143.30%;細(xì)胞培養(yǎng)實(shí)驗(yàn)可見該復(fù)合材料對(duì)細(xì)胞的黏附與增殖無不良影響。
目的制備生物醫(yī)用聚氨酯微球，對(duì)其理化性能及體外生物相容性進(jìn)行評(píng)價(jià)。 方法采用自乳化法（乳化速率分別為1 000、2 000、3 000、4 000 r/min）制備聚氨酯微球，采用傅里葉變換紅外光譜儀測(cè)試聚氨酯微球的分子結(jié)構(gòu)，掃描電鏡觀察微球內(nèi)部結(jié)構(gòu)及表面形貌，篩選最佳乳化速率制備的微球進(jìn)行后續(xù)實(shí)驗(yàn)。培養(yǎng)人臍靜脈內(nèi)皮細(xì)胞（human umbilical vein endothelial cells,HUVECs），采用鈣黃綠素/碘化丙啶（calcein-acetoxymethylester/pyridine iodide,Calcein-AM/PI）雙染觀察細(xì)胞在聚氨酯材料上的形態(tài)及生長(zhǎng)黏附情況。分別用含1%苯酚、10% FBS的H-DMEM培養(yǎng)基（A組）、按GB/T 16886.12標(biāo)準(zhǔn)規(guī)定比例制備的聚氨酯材料浸提液（B組）、含10% FBS的H-DMEM培養(yǎng)基（C組）培養(yǎng)細(xì)胞，采用細(xì)胞計(jì)數(shù)試劑盒8（cell counting kit 8,CCK-8）法評(píng)價(jià)細(xì)胞活力；通過溶血實(shí)驗(yàn)評(píng)價(jià)血液相容性，其中浸提液作為實(shí)驗(yàn)組，生理鹽水作為陰性對(duì)照組，蒸餾水作為陽性對(duì)照組。 結(jié)果掃描電鏡觀察示，乳化速率為2 000 r/min時(shí)制得的微球形態(tài)大小均較為理想，聚氨酯涂膜的表面為粗糙致密結(jié)構(gòu)，內(nèi)部為不均勻的多孔結(jié)構(gòu)。Calcein-AM/PI雙染觀察示HUVECs與聚氨酯材料黏附緊密，且以綠染的活細(xì)胞為主。CCK-8檢測(cè)示B、C組各時(shí)間點(diǎn)細(xì)胞增殖活力均顯著高于A組（P＜0.05），材料細(xì)胞毒性低。溶血實(shí)驗(yàn)測(cè)定示，陽性對(duì)照組吸光度（A）值為0.864±0.002，陰性對(duì)照組A值為0.015±0.001，聚氨酯微球浸提液的溶血率為0.39%±0.07%（＜5%標(biāo)準(zhǔn)），無溶血作用。 結(jié)論通過自乳化法成功制備了球形度較好的聚氨酯微球，該材料有利于細(xì)胞黏附增殖、細(xì)胞毒性低，且具備良好血液相容性，有望用作軟組織缺損填充材料。
目的構(gòu)建用于膀胱修復(fù)與重建的聚氨酯（polyurethane，PU）-膀胱脫細(xì)胞基質(zhì)（bladder acellular matrix，BACM）復(fù)合支架，并對(duì)其力學(xué)性能和生物相容性進(jìn)行體內(nèi)外評(píng)價(jià)。 方法取10只雄性新西蘭大白兔膀胱，經(jīng)1% SDS及1% Triton X-100脫細(xì)胞處理后，用PU乳液對(duì)所得BACM進(jìn)行表面涂覆，獲得PU-BACM復(fù)合支架；用力學(xué)試驗(yàn)儀測(cè)試BACM與PU-BACM支架的拉伸強(qiáng)度及斷裂伸長(zhǎng)率。將人膀胱平滑肌細(xì)胞（human bladder smooth muscle cells，HBSMC）分別與BACM、PU、PU-BACM支架共培養(yǎng)，通過細(xì)胞計(jì)數(shù)試劑盒8法比較各組材料對(duì)細(xì)胞增殖的影響。以DMEM培養(yǎng)基制得上述3種材料浸提液，并以DMEM培養(yǎng)基作對(duì)照，與HBSMC共培養(yǎng)，流式細(xì)胞儀測(cè)定細(xì)胞周期。取12只雄性新西蘭大白兔膀胱剪開5 mm小口，將PU-BACM支架以鎖邊法縫合于膀胱切口部位以建立膀胱損傷修復(fù)模型，術(shù)后10、20、40、60 d取材行HE染色觀察炎性浸潤(rùn)、材料降解和上皮再生情況。 結(jié)果BACM和PU-BACM的拉伸強(qiáng)度分別為（5.78±0.85）N和（11.88±3.21）N，斷裂伸長(zhǎng)率分別為14.46%±3.21%和23.14%±1.32%，差異均有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（t=3.182，P=0.034；t=4.332，P=0.012）。細(xì)胞增殖實(shí)驗(yàn)顯示，體外培養(yǎng)5、7 d后，PU-BACM支架組細(xì)胞增殖顯著高于BACM組（P＜0.05）；細(xì)胞周期實(shí)驗(yàn)中，對(duì)照組及PU、BACM、PU-BACM組的細(xì)胞增殖率分別為36.78%±1.21%、30.49%±0.89%、18.92%±0.84%和22.42%±1.55%，PU-BACM組顯著高于BACM組（P＜0.05）。兔膀胱修復(fù)實(shí)驗(yàn)中，術(shù)后10 d移植部位出現(xiàn)單核炎性細(xì)胞浸潤(rùn)情況；20 d炎性反應(yīng)逐漸減弱、材料逐步降解；40 d觀測(cè)到上皮再生；60 d移植部位形成與正常組織類似結(jié)構(gòu)，修復(fù)基本完成。 結(jié)論P(yáng)U-BACM復(fù)合支架較BACM力學(xué)性能及生物相容性均有顯著提升；在兔膀胱修復(fù)實(shí)驗(yàn)中，復(fù)合支架未導(dǎo)致強(qiáng)烈的免疫反應(yīng)，并在移植部位形成新生膀胱組織，可為進(jìn)一步研究提供基礎(chǔ)數(shù)據(jù)。
目的對(duì)人耳廓軟骨與聚氨酯彈性體材料、高密度聚乙烯材料（Medpor）進(jìn)行力學(xué)性能比較，為選擇合適的人工耳支架材料提供理論依據(jù)。方法將實(shí)驗(yàn)材料分為 3 組，分別是人耳廓軟骨組（A 組）、聚氨酯彈性體組（B 組）和 Medpor 組（C 組），每組 6 個(gè)樣本。利用 Instron5967 力學(xué)試驗(yàn)機(jī)進(jìn)行壓縮、拉伸試驗(yàn)，分別測(cè)量壓縮參數(shù)值（包括屈服應(yīng)力、屈服載荷、彈性模量、屈服壓縮率、2 MPa 壓縮率和 10% 應(yīng)變壓縮應(yīng)力），拉伸參數(shù)值（包括屈服應(yīng)力、屈服載荷、彈性模量、屈服伸長(zhǎng)率、2 MPa 伸長(zhǎng)率和 1% 應(yīng)變拉伸應(yīng)力），并進(jìn)行比較。結(jié)果壓縮試驗(yàn)：B 組樣本全程未見明顯屈服點(diǎn)，A、C 組樣本可見明顯屈服點(diǎn)。A、C 組屈服應(yīng)力、屈服載荷差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P>0.05）；但 C 組屈服壓縮率顯著低于 A 組（P<0.05），彈性模量顯著高于 A 組（P<0.05）。3 組材料 2 MPa 壓縮率組間比較差異均有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P<0.05），從大到小依次為 B、A、C 組；C 組 10% 應(yīng)變壓縮應(yīng)力顯著高于 A、B 組（P<0.05），A、B 組間差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P>0.05）。拉伸試驗(yàn)：B 組材料具有極強(qiáng)的伸長(zhǎng)性能。A、B 組屈服應(yīng)力顯著高于 C 組，彈性模量和 1% 應(yīng)變拉伸應(yīng)力顯著低于 C 組（P<0.05）；A、B 組間差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P>0.05）。3 組間屈服載荷比較差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P>0.05）；屈服伸長(zhǎng)率 3 組間比較差異均有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P<0.05），從大到小依次為 B、A、C 組。2 MPa 伸長(zhǎng)率 B 組顯著高于 A、C 組（P<0.05），A、C 組間差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P>0.05）。結(jié)論與 Medpor 材料相比，聚氨酯彈性體是更理想的人工耳支架材料。
聚氨酯材料具有良好的生物相容性、血液相容性、力學(xué)性能、耐疲勞性和可加工性，一直以來都是備受關(guān)注的生物醫(yī)用材料。利用靜電紡絲技術(shù)制備的聚氨酯纖維能夠較好地模擬天然細(xì)胞外基質(zhì)（ECMs）結(jié)構(gòu)，種子細(xì)胞可較好地黏附和增殖，滿足組織修復(fù)和重建的要求。本綜述旨在通過介紹靜電紡聚氨酯纖維在骨組織工程、皮膚組織工程、神經(jīng)組織工程、血管組織工程和心臟組織工程方面的研究進(jìn)展，幫助研究人員深入了解靜電紡聚氨酯纖維在組織工程和再生醫(yī)學(xué)中的實(shí)際應(yīng)用。