纤维基人工神经导管的研究进展

戴家木，聂 渡，李素英，张 瑜，张 伟，刘 蓉

(南通大学 纺织服装学院，江苏 南通 226019)

周围神经损伤(PNI)是一类难以治疗的常见疾病，可引起感觉和运动障碍，发达国家每年发病率每10万人中约有13～23人[1]。尽管范围较小的损伤(<5 mm)能够依靠自身恢复能力实现再生，但依然会出现一定程度的功能缺陷和障碍。此外，较严重的PNI损伤无法自我再生，特别是粗神经的远距离缺损，需要通过移植体进行修复[2]。

自体神经移植一直是神经修复的“金标准”，其避免了自体免疫的问题，但在取材来源和数量上存在较大的弊端，且达到功能完全修复的概率很低，仅约50%的患者在自体神经移植后能够恢复4级肌力和感觉功能[3]。同种异体移植解决了取材方面的难点，但需要进行一定的免疫处理后才可使用，因此，需要结合不同的策略来促进神经愈合[4]，而人工神经支架(NGC)有望作为人工植入材料替代神经自体移植物，在周围神经损伤后进行组织修复。

目前，人工神经导管材料的种类较为丰富，包括海绵[5]、水凝胶、微球及纤维。其中，纤维基神经导管具有力学性能强、柔韧性好、定制性高等优势，在该领域一直是热门的研究对象。本文主要从基材种类、制备方法、结构设计、功能化改性和细胞培养等方面对NGC进行介绍，并展望了纤维基人工神经导管的发展前景。

组织工程支架在制备和应用方面需要考虑到较多重要因素，从基材选择角度来说，需要其具有合适的生物相容性、生物降解性和力学性能等。根据材料来源，可分为天然聚合物和合成聚合物，前者包括壳聚糖(CS)[6-7]、纤维素[8-9]、蛋白[10-13]、多肽[14]等，后者包括聚乳酸(PLA)[15]、聚乳酸-聚羟基乙酸共聚物(PLGA)[16]、ε-聚己内脂(PCL)[17-18]、聚乳酸-聚己内脂共聚物(PLCL)[19]等可降解材料，以及聚对苯二甲酸乙二醇酯(PEOT)[20]等不可降解材料。一般来说，天然聚合物相较于合成聚合物具有较好的细胞亲和力，但力学性能在湿润环境中相对较差，因此，在三维支架中以合成聚合物为主要原料的研究较多。

不同的材料具有不同的特性，当以合成聚合物为主要原材料制备组织工程支架时，需要其具有适当的力学性能和降解速率等。PCL较为柔软，韧性较好，但降解速率很低；
而PLA具有较高的力学强度，虽然降解速率相对于PCL较快，但在体内完全降解仍需要较长时间；
聚羟基乙酸(PGA)则因为降解速率过快而导致其在应用方面严重受限。PLGA是PLA与PGA的共聚物，通过调控二者的比例能够获得较为适中的降解速率；
类似地，PLCL是PLA与PCL的共聚物，通过调控共聚比例能够得到更加合适的力学强度与柔韧性。除共聚物之外，不同合成材料之间的混合也能起到性能互补的作用，如PCL/PLA体系，提高PLA的比例能够增强细胞黏附率和支架的力学强度[21]。除此之外，天然材料与合成材料的复合可改善支架对细胞黏附和增殖方面的能力，得到综合性能优异的支架材料，如CS-PLA接枝材料[22]、PLCL/丝素蛋白(SF)混合物[11,23]。

神经导管是一种柔软的管状物，采用聚合物纤维材料及其织物制备的人工神经导管可满足柔韧性方面的要求。通常情况下，纤维材料制备方法不同，所得到的纤维直径也有区别，如使用静电纺丝法制备纳米级纤维[24-25]，熔融纺丝法等制备微米级纤维[8,22,26-27]，而对聚合物样条进行热牵伸能够得到毫米级纤维[28]。

微米级及毫米级纤维在力学性能上具有较高的优势，可提供足够的拉伸和抗压强度，作为植入体能较好地维持原有形态；
但织物形式的导管具有较大的孔径，可导致导管内部物质泄露，尽管可通过提高织物密度来降低孔径，但难以制备小尺寸的导管，且柔软性也会随之降低。纳米级纤维具有更高的比表面积、孔隙率和更小的孔径，且其外形可较好地模拟细胞外基质结构，利于细胞黏附和增殖[10]。另外，取向的纳米纤维能够顺利诱导细胞沿着取向方向增殖和迁移，十分有利于神经再生[19]。需要注意的是，除利用静电纺丝法制备纳米纤维外，也可通过带有异种电荷的2种物质进行自组装得到，但该方法较难获得取向纳米纤维[14]。同时，使用接触纺的方法也能够得到纳米纤维，相较于高压电场下制得的纳米纤维，接触纺纳米纤维的结晶度和弹性模量明显较高[29]。根据纤维直径的不同，在人工神经导管制备和结构设计方面存在不同的思路，在材料功能化改性方面也具有不同的策略。

为适应自体神经导管的外形，人工神经导管通常会被设计成具有相应直径的圆柱状。同时，由于自体神经纤维束由鞘层保护，因此，会进一步将人工神经导管设计成中空管道或实心核壳结构。其中，前者只有最外侧的管状外壳，后者是在前者的基础上向管状内部填充水凝胶等材料。纤维基的外壳能够提供较好的孔隙率，提高营养物质和生长因子的渗透能力；
水凝胶可产生神经营养微环境，改善轴突再生，并增强髓鞘再生和运动功能恢复[6]。

除水凝胶外，实心导管的内填充物还存在其他结构物质。Sun等[23]向中空导管中填充PLCL/SF三维纳米纤维海绵(见图1(a))，施万细胞(SCs)可从两端不断向纳米纤维海绵内部增殖和渗透，从而成功桥接坐骨神经缺损，其对周围神经损伤的修复效果优于中空导管。Huang等[12]首先使用模板法制备具有取向有序空腔的胶原蛋白(COL)/CS支架(见图1(b))，之后在其外侧沉积PCL纳米纤维外壳用以防止成纤维细胞浸润，填充支架可提供足够的力学性能，保护再生轴突免受压缩应力，同时为再生神经提供足够的空间；
体外和体内研究表明，该复合支架可促进轴突再生和SCs迁移，其功能恢复能力与自体移植相当。Hou等[5]也使用了相似的策略制备了以PLGA为外壳，以氧化细菌纤维素(OBC)/COL多孔海绵为填充物的神经导管，得到了相似的结论，其能够模拟神经内部结构，表现出比空心支架更好的修复效果。Singh等[30]通过二步法合成了具有良好弹性和韧性的抗氧化聚氨酯(PUAO)，并将其制备成取向纳米纤维中空管道，在其中填充壳聚糖/明胶(CG)冻胶，并通过逐级冷冻的方法进行制备，可诱导冰晶沿着一个方向进行生长，最终获得较为一致的孔道方向，更好地引导SCs沿轴向生长。

在中空导管的基础上，其内壁的结构设计能够对细胞生长规律和神经再生效果产生一定的影响。Koppes等[31]采用纤维热拉伸技术，设计出具有不同几何形状和芯层尺寸的中空管状神经支架(见图1(c))，以孤立的整个背根神经节作为体外模型系统和神经再生研究对象，证明矩形凹槽通道能够强烈影响SCs迁移，促使轴突取向，加速轴突的生长。

图1 不同结构的神经导管支架材料的制备过程

纤维材料也能够作为水凝胶增强材料来增强支架的神经修复能力。Anarkoli等[16]将磁性PLGA纳米纤维短纤添加到水凝胶前驱体中，短纤在磁场作用下取向排列，凝胶化后除去磁场得到的固定排列的纤维有助于形成水凝胶的各向异性结构(见图1(d))，与没有纤维或具有随机取向纤维的水凝胶相比，在该水凝胶中的成纤维细胞可单向生长，神经细胞出现延伸生长。

为加速神经组织的再生，对聚合物支架进行功能化改性是十分有效的方法，目前研究较多的功能化方向主要包括导电处理、磁性处理、生长因子负载、信使核糖核酸(mRNA)负载以及其他活性物质的复合等。

4.1 导电处理

电刺激能够在一定程度上调控细胞行为并进行功能化连接，因此，向支架中引入导电性良好的添加剂可加速神经修复。Wang等[11]在柞蚕丝纳米纤维表面包裹氧化石墨烯(GO)，并经透明质酸还原后得到表面导电性良好的支架(见图2(a))，通过对其施加微电流可增强SCs增殖和迁移，提高PC12细胞的分化能力，且黏着斑激酶(FAK)的表达能力得到上调。Meng等[32]利用SF、还原氧化石墨烯(rGO)和聚苯胺(PANI)之间的氢键和静电吸附，制备了高导电性丝编织复合支架，其在不同的物理应力下具有良好的导电稳定性。Taheri等[8]通过将导电二硫化钼(MoS2)纳米薄片掺入到普通棉纱线中，经过锂离子插层处理后，制备具有导电性能增强的神经导管支架，其高渗透性使得液体能够充分浸润支架，神经修复性能优良。Jing等[33]将聚吡咯(PPy)聚合生长在单轴取向的PLGA纳米纤维表面，获得导电能力，并将其填充在NGC导管中，能够在细胞之间传递自发的电刺激。除表面导电修饰之外，也可将导电试剂加入到纺丝溶液中来制备导电纤维，Zhang等[34]将碳纳米管(CNT)加入到PCL纺丝溶液中制备具有导电能力的取向纳米纤维，表现出稳健的细胞诱导行为，可增强轴突再生能力。

图2 不同功能化纤维基神经导管的制备方法

4.2 磁性处理

具有磁性的纳米材料可在外部磁场下诱导神经细胞轴突的延伸，通过激活有丝分裂原激活蛋白激酶信号传导的途径来增强神经轴突生长，并提高支架的力学性能。Chen等[35]将褪黑素和Fe3O4磁性纳米颗粒引入到PCL纳米纤维中，构成稳定的缓释体系(见图2(b))，同时提供适当的力学性能，以及一定的抗氧化、抗炎性，促进体内再生坐骨神经的形态、功能和电生理恢复。

4.3 生长因子负载

组织工程中会使用各类生长因子促进组织再生，主要包括神经生长因子(NGF)[22,36-37]、神经营养素-3(NT-3)、脑源性神经营养因子(BDNF)[6]、血小板衍生生长因子(PDGF)[38]中的一种或者多种[4,39]。Hong等[17]利用顺序静电纺丝制备了3层纳米纤维支架，第1层为PCL取向纤维，用于细胞黏附并向坐骨神经分化，第2、3层分别为降解速率不同的2种PLGA纳米纤维，用作NT-3、BDNF、PDGF多重生长因子的缓释载体(见图2(c))。在对小鼠进行坐骨神经损伤修复术后5周，其坐骨神经指数和机械性异常性疼痛分析显示，从第2层中快速释放的NT-3和BDNF，以及从第3层中慢速释放的PDGF可明显加速神经修复，且取向的PCL能够提供细胞形态学上的刺激，生成平行的坐骨神经。

4.4 mRNA负载

mRNA能够有效地调节蛋白质表达和细胞反应，但由于其无法自行通过细胞膜进入细胞内进行表达，因此，需要有效的非病毒传递平台以及可直接从体外转化为体内的药物筛选平台[40]。Zhang等[18]使用PCL纳米纤维作为底物来实现非病毒mRNA递送，并将难以转染的原代神经元作为研究对象，结果表明，与常规推注递送相比，无论神经元的年龄和起源如何，该体系都可增强神经元的基因沉默，且术后2周可观察到良好的神经再生现象，证明了纤维载体的潜力。一般情况下，生长因子的引入能够提高细胞的mRNA的表达能力，而mRNA的引入则可直接产生作用，表达出对应的蛋白类生长因子，因此，能够起到相辅相成的协同作用。

4.5 其他活性成分复合

除上述生长因子及mRNA等添加成分之外，一些药物在某些方面也具有促进神经修复的功能。如Jahromi等[15]以左旋聚乳酸(PLLA)/多壁碳纳米管(MWCNT)纳米纤维为外壳制备NGC，其管道中添加了SCs和姜黄素载药微球，结果表明姜黄素的缓慢释放可降低SCs的凋亡，同时MWCNT的加入能够降低NGC的膨胀率，并提高其力学性能，修复效果与自体移植修复相似。Wu等[41]使用层粘连蛋白作为改性剂接枝在PLGA纱线/纳米纤维支架上，可明显提高SCs的增殖能力并诱导SCs的轴向迁移能力(见图2(d))。Almansoori等[42]通过直流磁控溅射法将金属钽(Ta)镀层在PLA纳米纤维表面，可明显提高SCs的活力和增殖能力，愈后无疤痕。

在组织再生速率方面，细胞在支架上的增殖方式起到了十分重要的作用。体外测试时多数情况下为静态培养，细胞培养一定时间后，培养基中各种成分会出现分布不均等现象，这在一定程度上会降低细胞增殖速率。另外，不同种类的细胞具有不同的活性和功能，神经再生方面最常用的为PC12细胞系和SCs。然而，由于SCs的可及性差，NGC上种子细胞的覆盖不足，可能会导致神经在长间隙中无法再生并无法完全恢复功能，因此，Zhou等[36]提出了骨髓间充质细胞(BMSCs)和旋转细胞培养系统(RCCS)，其保留生长因子的生物活性，并在体外实现持续释放，在NGF和RCCS的帮助下，带有种子BMSCs的NGC可以增强长神经损伤间隙的周围神经再生。

由于细胞在支架上的增殖方式是逐步向外扩张的，从导管两端向内的扩张速率较慢，因此，通过改变细胞的接种位置也会对细胞的增殖和迁移模式产生影响。Sun等[43]利用空间受限的细胞分泌组法，将干细胞封装在中央1/3内的导管，可在术后6周内表现出对SCs迁移的促进作用，并在第16周时，大鼠表现出明显运动功能增强和轴突髓鞘形成。

人工神经导管仍然是神经再生治疗的热点研究领域，本文综述了以纤维为基体的人工神经导管发展现状，主要包括基材种类、制备方法、结构设计、功能化改性及细胞培养等，由于其高度可定制化的特性，能够制备具有功能优良且丰富的支架材料，提供神经愈合速率，因此，在该领域具有十分重要的研究意义。

1)微米级及纳米级纤维材料在人工神经导管方面研究较为广泛，通过不同的制备方法可获得在一定性能方面有所提升的纤维材料，如：对纤维进行改性后可赋予其一定的导电性，在电场下诱导细胞加速分化；
通过生长因子的负载，加速细胞的增殖和分化能力。

2)从纤维种类方面来说，纳米纤维基神经导管的研究比微米级材料要多，其原因在于神经导管修复的主要关注点在于细胞的增殖与分化，对于材料的强度无过多要求，因此，虽然微米级纤维表现出更强的力学性能，但纳米纤维能够提供更好的细胞黏附和增殖的场所。

3)目前研究较多的是ε-聚己内脂(PCL)基人工神经导管，其具有优良的柔韧性和生物相容性，但生物降解速率较慢，现有的文献中鲜有关于PCL降解速率与神经导管再生速度的研究。

4)现有报道中，神经导管内部的填充物有水凝胶、海绵等，可加速神经导管的修复，其效果优于中空导管，但修复机制仍然需要进一步的探讨和阐释。

基于目前相关报道，人工神经导管在原材料选取、制备方法、功能化改性、结构设计、生物学评价等方面还需要进一步的改进，作为交叉学科，因人工神经导管具有高度的结构复杂性和用于疾病治疗的重要性，需要多各学科领域的专业人士相互合作才能在现有水平上取得突破。