聚氨酯人工血管改性促进内皮化研究进展

摘要：动脉粥样硬化引起的心血管疾病已成为人类健康的巨大威胁，血管移植作为治疗这类疾病的有效手段被广泛应用.聚氨酯由于其良好的水渗透性、血液相容性和与天然血管相匹配的顺应性，被视为制作血管移植物的优势材料.然而，作为小口径人工血管时，血管内壁常伴有血栓形成和内膜增生等问题，为了解决这些难题，对聚氨酯人工血管进一步改性，提高生物相容性，实现内皮化，是国内外研究者的主要研究方向.

关键词：聚氨酯；人工血管；内皮化；改性

中图分类号：TQ323.8 文献标识码：A 文章编号：1672-9129（2017）05-0026-03

Abstract：The cardiovascular disease caused by atherosclerosis has become a huge threat to human health，vascular transplantation as an effective means of treatment of these diseases is widely used. Polyurethanes are considered to be the dominant material for the production of vascular grafts due to their good water permeability， blood compatibility and compliance with natural blood vessels. However， as small-diameter artificial blood vessels，vascular walls often accompanied by thrombosis and intimal hyperplasia，in order to solve these problems， further modification of polyurethane artificial blood vessels， improve biocompatibility， to achieve endothelialization， is the main research researchers direction.

Keywords：polyurethane； vascular graft； endothelialization； modification

引言

動脉粥样硬化（atherosclerosis，AS）指动脉内膜聚集黄色粥状脂质代谢物，导致动脉壁变厚变硬，血管壁狭窄.是冠心病、脑梗死等血管疾病主要诱发原因，发病率与死亡率在全球范围内历年增高[1-2].血管移植术是这类疾病的常用治疗手段，国外这种手术更为普遍[3].可供移植的血管类型有很多，自体静脉血管数量多、易寻找，而且不引发排异、凝血等现象，机械性能和生物相容性好，被称为血管移植的“最佳准则”[4].自体移植材料源自患者本身，在取材时易造成二次伤害，当患者无法承受二次伤害时，常用人工血管作为代替物.自1952年Voorhees首次应用涤纶树脂（Polythylene Terephthalate，PET）人造血管移植于犬的腹主动脉成功以来，人工血管的研究与发展已有近60年历史，其材料有天然生物材料如丝素蛋白、细菌纤维素、胶原等，合成材料如涤纶（PET）、膨体聚四氟乙烯（Expanded Polytetrafluoroethylene，ePTFE）和聚氨酯（Polyurethane，PU）等[5]。

目前，膨体聚四氟乙烯（ePTFE）和涤纶（PET）制作的大口径人工血管移植达到预期的效果，但是小口径人工血管（<6mm）移植后长期通常率低，主要原因是血小板聚集于管壁，凝血酶原使小直径管腔更易形成血栓堵塞，此外人工血管的表面孔隙率及渗透压也是诱导血小板聚集的重要因素[6].以天然血管为标准，研究者发现血管内皮细胞是防止血栓形成和抑制内膜增生的关键[7].因此作为天然血管的替代物，人工血管除了具有能适应血压变化的顺应性，维持血管壁完整的力学稳定性外，还要具备内皮细胞的功能.相比于PET和ePTFE人工血管，PU人工血管顺应性和抗凝血性更好，弹性模量更接近天然血管。

1 聚氨酯人工血管

PU是带有-NH-COO-特征基团的杂链聚合物，由软段多元醇（聚酯、聚醚等）和作为硬段的异氰酸酯与小分子扩链剂（二元醇、胺）聚合组成，用扩链剂可以提高分子量[8].

软段与硬段的化学性质和结构不同导致聚氨酯内部微相分离，改变软段与硬段的种类和比例可以调节聚氨酯的玻璃化温度（Tg）、熔点、弹性模量、抗张强度和吸水性等多种性质[8-10].聚氨酯人工血管的制备方式有很多，研究最多的有两种方法：

1.1 冷冻干燥法

将室温大气压下的聚合物溶液（溶剂/溶质/蒸汽）急速冷冻，变为固体混合物（冰/溶剂），保持冷冻状态减压到相点（冰/溶剂/蒸汽）以下，慢慢升温升华除去溶剂，得到多孔材料[11]。

Gao等[12]利用冷冻干燥法，将聚醚型聚氨酯（质量分数8%）和聚硅氧烷改性聚氨酯（质量分数20%、30%）共混注入玻璃模具中，制成内径1.6 mm、壁厚2 mm孔径分布均匀的小口径PU人工血管。

Wang等[13]用冷冻干燥法制得三种内外表面性质不同，内径为1.5 mm的PU人造血管，各取一厘米分别植入大鼠的肾下腹主动脉中，观察2 W、4 W、8 W时的情况，证明了内皮细胞会跨越吻合端向人工血管中间生长。

1.2 静电纺丝法

将高压电场施加在喷雾嘴和接受装置之间，使聚合物溶液或熔体在电场力的作用下克服表面张力，在纺丝喷头毛细管尖端形成射流，由于静电斥力和表面张力的存在，射流沿不稳定方向螺旋旋转并被拉伸数千倍，随溶剂挥发，射流固化形成亚微米至纳米级超细纤维[14]。

贺薇等[15]使用静电纺丝法，制备出内径4 mm，平均孔隙率为（51.48±4.47）%，轴向抗拉强度为（5.85±0.62）Mpa，具有三维网状结构的PU人工血管。

Punnakitikashem等[16]将生物可降解弹性聚氨酯脲与药物双嘧达莫共混，用静电纺丝技术制成的人工血管在满足生物功能的同时，拉伸应变强度与人类冠状动脉相似。

Yu等[17]将热塑性聚氨酯与丝素蛋白混合，通过静电纺丝技术，制备出具有有规内层和无规外层的聚氨酯/丝素人工血管，并在其表面发现超细纳米纤维和纳米网结构，这种特殊结构可以有效增加细胞粘附和迁移的表面积。

Wong等[18]将弹性蛋白和胶原加入到PU静电纺丝液中，制得的人工血管与PU人工血管做对比，发现共混后的PU人工血管的应力峰值从7.86 MPa提高到28.14 MPa，平滑肌血细胞（Smooth Muscle Cell，SMC）的黏附率提高了283%，这项研究改善了血管移植物与动脉力学特性不匹配的问题。

2 聚氨酯人工血管内皮化

PU作为人工血管的材料已经被广泛应用，但其固有的惰性性质妨碍细胞与基质相互作用，导致抗凝血性、长期通畅率欠佳[19].如果在血流中循环的内皮祖细胞（Endothelial Progenitor Cells，EPCs）能被捕获在植入的人工血管壁上，形成内皮化的表面，在血管内壁形成人静脉内皮细胞（Human Umbilical Vein Endothelial Cells，HUVEC）层，则PU人工血管的抗凝血性能增强，表现出高通畅率。

2.1 表面接枝改性

在生物环境中，血管材料的一些特性由其表面性质所决定，大多数生物反应发生在血管壁与血液的临界面.通过对人工血管表面改性的方式，可以促进其与血液接触时的内皮化进程。

Butruk-Raszeja等[20]以硅烷作联接基团将REDV肽（Arg-Glu-Asp-Val序列肽）与聚氨酯共价键合，进行表面修饰，结果表明，接枝改性的REDV-PU内皮细胞粘附效果明显，表面纤维蛋白原和血小板的粘附与普通PU人工血管相比大幅度减少。

Fang等[21]用肝素对具有二硫化物和氨基的聚酯型聚氨酯进行共价缀合，被修饰的PU人工血管与未经修饰的PU人工血管，用HUVEC和EPCs增殖效率作对比，结果显示经过修饰的PU人工血管EPC增值率更佳，对血小板粘附的阻碍效果更佳。

Hou等[22]用高炉法（Blast furnace method，BF method）将笼型聚倍半硅氧烷（Polyhedral Oligomeric Silsesquioxane，POSS）和PU制成微孔膜，然后将明胶接枝在微孔膜表面，经表征测试后将高度有序微观结构的薄膜放入HUVEC体外培养，再由死/活细胞染色试剂和四唑单钠盐法（WST-1）细胞增殖实验检测，结果显示用明胶接枝后的PU/POSS微孔膜上内皮细胞粘附和增殖明显增强。

2.2 管壁涂覆改性

使用涂层可以使材料表面获得期望的性质，维持其原有分子结构的同时，不损害其固有的性质.

Soletti等[23]静电纺丝制得内径1.3 mm的聚酯型聚氨酯脲（Polyurethane-urea，PEUU）人工血管，并在內腔涂覆抗血栓物质2-甲基丙烯酰氧乙基磷酸胆碱（2-Methacryloyloxyethyl Phosphorylcholine ，MPC），植入大鼠主动脉观察，与未经涂覆的对照组相比，8 W时通常率为92%（涂覆）与40%（未涂覆），对8 W和12 W的植入血管进行组织学分析，发现在血管的内壁顺血流方向形成内皮层。

Miyazu等[24]静电纺丝制得一种PU人工血管，管壁由一种光聚合明胶凝胶层涂覆而成，涂覆层中含有可选择性捕获EPCs的细胞受体和能促进血管新生的血管内皮生长因子（Vascular Endothelial Growth Factor，VEGF），在涂覆层中接种和培养单核细胞作内皮化表达标志物，结果表明VEGF持续释放时间可达1 W，同时可以实现原位捕获内皮祖细胞，从而实现内皮化。

2.3 等离子辐射与链内改性

将具有生物功效的物质整合到PU链段中，使其具有一定的生物功效；或者用离子束照射和离子体技术使其表面活化，富含活性基团，改变其表面化学性质.可以改善PU人工血管的生物相容性，促进其内皮化。

Park[25]等把经过聚乳酸-羟基乙酸共聚物（PGLA）接枝改性的PU电纺丝（PU/PGLA）薄膜，用氩等离子体微波辐射，研究其对HUVEC附着和生长的影响.结果表明，与未经氩等离子体辐射的PU/PGLA薄膜相对比，等离子体改性后的PU/PGLA薄膜表面更亲水，且粗糙程度增加，HUVEC的增殖和附着效果更好。

玄光善等[26]用CO2、NH3等离子体处理静电纺丝法制得的PU血管支架，然后通过交联剂将胶原蛋白及硫酸软骨素整合到PU支架上.设立4组对照（A：等离子处理并交联的PU复合材料；B：等离子处理未加交联剂，但浸泡在胶原硫酸软骨素中的PU材料；C：仅等离子处理的PU材料；D：无处理的PU材料）实验发现，A组具有更好的表面粗糙度、亲水性和机械性能，可以促进HUVEC的增值和附着，无细胞毒性。

Lim等[27]通过微波诱导氩气等离子对PU薄膜改性，实验结果显示改性后的PU薄膜因为表面粗糙度增加导致亲水性显著增强，并且HUVEC在改性后的PU薄膜上增殖与附着效果增强。

3 结束语

人工血管作为治疗血管类疾病的有效手段在国际领域得到广泛应用，其中PU因为其物理和化学性质可以通过合成过程中软硬段比例的调控人为掌握，非常适合作为血管移植物的基础材料.作为血管代替物，对人工血管进行仿生设计，实现其内皮化是提高临床治疗效果的必要手段.随着科研工作的进行，越来越多促进内皮化的方法将被推出，PU这种可控性好、易改性的材料具有十分广阔的前景。

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