聚甘油癸二酸酯在組織工程中的應用
Yadong Wang1, Steven Lu2, Peter Gabriele2, Jeremy J. Harris2
1Department of Bioengineering, University of Pittsburgh, Pittsburgh, PA 15261 USA, 2Research and Development, The Secant Group, LLC, Telford, PA 18969 USA
Material Matters, 2016, 11.3
Introduction
過去 30 年來，商用生物材料的發展停滯不前，因為很少有材料能成功地從實驗室轉型到臨床使用。合成脂肪族聚酯因其悠久的歷史和獲得美國食品藥物管理局 (FDA) 批准的記錄，一直在可吸收生物材料領域佔據主導地位。儘管開發生物相容性、可生物降解聚合物的研究層出不窮，但新的生物材料仍有順應性錯配的問題，也就是無法成功模仿天然組織的機械特性。1 自從這項發現以來，生物醫學工程界已將 PGS 用於心血管、神經血管、骨科和軟組織等領域的多種植入應用。2
PGS 是一種簡單的甘油酯聚合物，由哺乳類動物的基本代謝物甘油和癸二酸製成，兩者都有 FDA 的監管背景。1 PGS最初被設計為一種可生物降解的聚合物，具有更好的彈性機械特性和生物相容性。除了彈性之外，PGS 還具有極低的膨脹性、表面降解性以及輕微的急性和慢性炎症反應。雖然大多數研究人員使用熱固性彈性體形式的 PGS，但這種聚合物可透過一系列樹脂形式進行定制。根據聚合度的不同，PGS 可以製成軟凝膠、潤滑的凡士林®類糊狀物、熱塑膠或熱固體，視應用而定。透過操控各種形態，PGS 也可被配製成一系列醫療植入物的塗層，並擠壓成管腔結構、片材、棒材和其他幾何形狀。此外，這種聚合物與許多生物材料兼容，例如膠原蛋白、骨礦物質和類細胞外基質 (ECM) 組合物，進一步使其成為組織工程、再生醫學應用和生物醫療裝置產業的理想生物可吸收材料。
聚(甘油癸二酸酯)
設計與結構
目前用於組織工程的生物彈性體主要是受到軟組織修復需求的推動。PGS 是專為動態機械環境（如心血管系統）中的軟組織工程而設計的。1 由甘油和癸二酸經由縮聚而成，聚合物骨架中的酯鍵會共價交聯，形成無規則線圈的三維 (3D) 網絡，類似硫化橡膠的結構，並產生類似橡膠的彈性 (圖 1)。羥基之間的氫鍵互動可進一步增強 PGS 的機械特性。由於酯連結的關係，聚合物骨架和交聯物都會發生水解降解。
圖 1.聚甘油癸二酸酯的反應示意圖。PGS 由甘油和癸二酸合成，在加熱和真空下進一步固化，生成交聯的 PGS 熱固體。
合成與機械特性
PGS 是透過甘油與癸二酸之間的縮聚反應合成，先形成預聚物樹脂，再轉換成熱固性彈性體。3 PGS 的合成還利用了環保的化學方法，不需要使用有毒化學溶劑或催化劑，透過整體的永續性合成，得到合成生物材料。文獻中曾報導數種合成路徑，但在此描述最常用的兩步法。首先在反應器中加入單體，並在一層 N2 下加熱至 120 °C。形成均勻溶液後，再將混合物加熱 24 小時。然後，依據所需的聚合度，將反應器置於真空 (40 mTorr-10 Torr) 下再放置 24-48 小時。至此，樹脂或預聚物就完成了，可以進行第二步-製造熱固型彈性體。該樹脂可直接用作鑄膜、模製成特定形狀，或還原於溶劑中，用於鑄造或浸塗應用。根據彈性體所需的機械特性，樹脂的固化時間為 24-96 小時。
PGS 的一個優勢是能夠通過對聚合和固化程序進行微小的改動來調整其機械特性。彈性體模量值與交聯度直接相關，48 小時和 96 小時固化時間的模量值範圍分別為 0.77-1.9 MPa。模數值的調整範圍可從 0.01 到 5 MPa。改變單體比例也可微調分子量和游離化學官能度。平均分子量值從 2,000 到 200,000 Da 不等，只需改變甘油與癸二酸的比例即可調整。化學官能度 (以酸數滴定法測量) 則介於 110-10 mg/g 之間，可產生具有不同親水性和彈性體反應性的 PGS。
降解性和生物相容性
PGS 主要透過水解酯連結成較小的低聚物，並最終降解為起始單體、甘油和癸二酸而降解。4 PGS 的降解是獨一無二的，而且不同於其他可吸收聚合物（如聚乳酸、聚乙二醇和共聚物），因為 PGS 是透過表面侵蝕而非體積侵蝕來降解的。許多研究已經評估了 體外 降解，希望以此來模擬 體內 性能。然而，體外降解行為與體內降解行為之間的相關性很差。 在各種條件下進行的體外 研究通常顯示，30 天的質量損失為 20% 以上，而在皮下組織中則觀察到 70% 的質量損失。4b 儘管相對於 體外 模型條件，PGS 體內 的降解動力學加速，但降解率可透過固化時間和溫度來調節交聯密度。5
PGS 水解降解為其組成單體甘油和癸二酸，可提供具有高生物相容性的可吸收材料。甘油是脂質的代謝構造塊，在製藥領域的使用歷史悠久。癸二酸是中鏈和長鏈脂肪酸在ω-氧化過程中的天然代謝中間體。6 Various studies have evaluated the biocompatibility of PGS with both in vitro assays and in vivo implantation studies.PGS 已證明無細胞毒性 體外1 ，且誘發的炎症反應極小，纖維囊形成很少，這可能是由於 PGS 的表面降解行為所致。7
組織工程和再生醫學中的應用
組織工程在過去三十年間發展迅速，而該領域的創新動力部分來自新型可生物降解的彈性生物材料。8 All bodily tissues are inherently elastic to some degree and many implants/grafts partly fail due to a mechanical property mismatch between native and engineered constructs.9 對於與血管組織接合的材料來說，基底彈性和機械刺激會顯著影響細胞功能和組織發展。10 因此彈性材料被公認為血管組織和其他軟組織再生應用的重要支架材料類別。
心血管組織中的應用
機械特性是選擇心血管應用材料的一個特別重要的標準。尤其是，PGS 的塑性變形很小，因此對心血管組織工程很有吸引力。小口徑動脈移植物仍然是組織工程中的一大挑戰，而高多孔性的 PGS 支架在小動脈工程中尤其有效。11d 此外，內皮祖細胞和平滑肌細胞 (SMC) 在 PGS 上有良好的黏附和增殖能力。11d 在 PGS 支架中培養的 SMC 可共同表達彈性蛋白和膠原蛋白，從而形成高順應性的工程血管。11c 此外，儘管這些細胞在 PGS 和 PLGA 支架上製造的特羅波彈性蛋白數量相同，但彈性的 PGS 基底允許特羅波彈性蛋白交聯成去絨毛素交聯彈性蛋白。11b 在大鼠腹主動脈模型中，由聚己內酯納米纖維鞘加固的 PGS 管組成的複合動脈移植物在 3 個月內顯示出移植物向新動脈的建設性重塑。12 新動脈在機械、生物化學和解剖學上模仿了原生動脈，而且新動脈與宿主血管很好地整合在一起。值得注意的是，新生動脈與宿主動脈同步脈動。植入一年後，新生動脈含有與原生動脈相同數量的彈性蛋白，而且新生動脈的血管內膜已經再生（圖 2）13
。
圖 2.新生動脈的大體形態和組織結構與原生動脈相似。A) 左上圖：移植物在 1 年內原位轉化為新生動脈。不可降解縫線（黑色）標記移植物位置。右上圖：移植物新動脈的橫向視圖與原生動脈相似。底部：切除新動脈的縱向視圖與鄰近的原生動脈相似。所有標尺刻度均為 1 mm。B) 新動脈中間的 H&E 染色橫向切片顯示與原生主動脈相似的組織結構，沒有可見的移植物材料殘留。比例尺為 100 mm。C) 新動脈切片免疫染色為 von Willebrand factor (vWF, 紅色) 及 α-smooth muscle actin (α-SMA, 綠色)。新動脈的管腔表面完全被 vWF 陽性細胞（紅色）覆蓋，顯示血管內皮融合。新動脈血管壁的中層為類介質，富含α-SMA陽性細胞，其核周圍伸長，類似於原生動脈中的血管平滑肌。新生動脈的最外層缺乏 α-SMA，與原生動脈的邊緣肌相似。介質樣層中一些細胞的α-SMA呈陰性，一些鄰近內皮層的細胞的α-SMA呈陽性，但沒有周圍伸長。縮放條 100 mm。L 表示血管腔。細胞核以 DAPI（藍色）染色。D) 新動脈管腔表面的正視圖顯示 CD31 陽性細胞完全覆蓋，其形態呈鵝卵石狀，排列與血流方向平行，與原生主動脈的排列相似。新動脈被縱向切開，並使用共聚焦顯微鏡和 Z 疊平法進行全裝片成像。箭頭指示血流方向。比例尺 100 mm。經參考 13 許可轉載。版權所有 2013, Elsevier Ltd.
PGS也被廣泛用於心臟組織工程14，這是因為PGS的機械特性很容易被調節到與心肌組織相匹配。5 在一項應用中，PGS 被用於製造具有平行通道的高孔隙支架，以模仿在原生心肌中發現的毛細管網。14c 在灌注生物反應器中與氧載體共同培養心纖維母細胞和心肌細胞，可在 11 天內獲得收縮構造。14d 在體內放置時，無細胞的 PGS 支架植入梗塞的大鼠心肌模型後，血管在 2 周內形成。14d 最近，一種具有風琴狀蜂巢微觀結構的 PGS 支架被製造出來（圖 3）。14a 其硬度由固化時間控制，以便與大鼠右心室心肌的機械特性相匹配。此外，PGS 支架已預先塗覆 ECM 蛋白質，以提供增加細胞互作的配體，從而增加細胞性、增強 ECM 蛋白質的產生，並調節內皮祖細胞的分化。15
在神經組織中的應用
PGS 也顯示出作為神經再生支架材料的前景。7 PGS的 體外 和 體內 神經生物相容性已經得到了系統的評估。原代雪旺細胞在PGS和PLGA表面上表現出相似的附著率和代謝活性 體外。PGS上的細胞比PLGA上的細胞具有更高的增殖率和更低的凋亡活性 體內並排植入坐骨神經顯示PGS引起的慢性炎症反應比PLGA顯著低，這可能是由於PGS最小的膨脹和表面侵蝕特性。最近的一項研究調查了用於視網膜祖細胞 (RPC) 移植的微加工 PGS 多孔支架。該支架的 Young's 模量為 1.66 } 0.23 MPa，最大模量為 0.23 MPa。0.23 MPa，最大應變為 113 } 22%。16 這些機械特性比傳統用於 RPC 傳輸的 PLA/PLGA 混合物（楊氏模量為 9.0 } 1.7 MPa，最大應變為 9%）更接近視網膜組織（楊氏模量為 0.1 MPa，最大應變為 83%）。體外研究顯示，RPC 在 PGS 支架中附著和增殖良好，並呈現分化趨勢。視網膜下移植顯示了 RPC 的長期存活和高水平的 RPC 遷移到宿主視網膜組織。
圖 3.風琴狀蜂巢支架產生與原生心肌相似的各向異性機械特性。A,B) 示意圖說明由兩個重疊的 200 × 200 μm 正方形（菱形）旋轉 45° 所構成的手風琴樣蜂巢設計。優先（PD）和正交交叉優先（XD）材料方向，分別對應於心臟的周軸和縱軸。比例尺：1 mm (A) 和 200 μm (B)。C) 掃描電子顯微圖片顯示准分子雷射微消融在 PGS 中呈現風琴狀蜂巢設計的保真度。比例尺：200 μm。D)有系統地改變 PGS 的固化時間，在測試範圍內，PGS 的有效硬度 (EPGS) 與固化時間呈線性關係。E) 具有代表性的單軸應力-應變圖，用於培養新生大鼠心臟細胞的風琴狀蜂巢支架（支架由 160 °C 下固化 7.5 小時的 PGS 膜製成；新生大鼠心臟細胞培養 1 周）。經參考 19 許可轉載。版權所有 2008, Nature Publishing Group。
在骨組織中的應用
雖然骨是一種堅硬的組織，但它在胚胎階段是由柔軟的膠原組織發育而成。同樣地，自然的骨癒合過程也是從稱為繭的軟性臨時組織開始的。因此，使用 PGS 弹性体制成的支架来愈合不愈合的骨缺损。18 癒合從形成類似胼胝的軟骨組織開始，逐漸礦化，並在 2 個月內完全橋接缺損，由 micro-CT 檢查。結果顯示，硬度較低的 PGS 弹性体可以創造一個負載轉換環境，讓骨再生更有效率。
醫療紡織品的塗層應用
塗層技術在醫療裝置開發中扮演著重要的角色，因為它提供了一種修改底層基材和增強裝置性能的方法。PGS 已經顯示出作為塗層材料的巨大潛力；其樹脂可在多種溶劑中輕易還原（例如、圖 4 顯示了一系列塗有平滑保形薄膜 PGS 的紡織基材（PET、聚丙烯、PGA 和硝化纖維）。PGS 塗層具有增強的機械特性、改善的生物相容性和抗菌特性，這些特性說明了 PGS 在醫療設備領域的用途。
圖 4.Regenerez 塗層沉積在一系列常用醫療器材紡織組件上的 SEM 圖像：A) 浸塗聚對苯二甲酸乙二醇酯編織物，B) 浸塗聚乙醇酸編織物，C) 浸塗 PEEK 網布，D) 噴塗硝化纖維編織物，以及 E) 浸塗聚丙烯網布。SEM 影像由 Secant Group 的 Carissa Smoot 提供。
結論
生物材料將繼續在醫療裝置和再生醫學中扮演重要角色，因為對於能夠模擬原生組織特性的材料的需求始終存在。PGS 具有多種特性，使其成為滿足裝置和組織工程應用的眾多技術需求的理想材料。在過去的 15 年中，PGS 已經在心血管、神經、軟組織和硬組織等領域得到了廣泛的應用，如今還在繼續尋找新的用途，例如植入裝置的塗層。在此期間，PGS 已經從研究實驗室進展到商品化，推出了 Regenerez® Poly(glycerol Sebacate) Resin。最近的研究進展（如本文所述）必將擴大這種多用途生物材料的效用和應用範圍。
參考資料
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