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聚吡咯基生物材料在组织中的应用工程

摘要：

背景:聚吡咯由于其特殊的电子特性，已在生物学领域得到广泛应用。在过去20多年来，关于PPY作为潜在可导电组织/细胞的研究越来越多，支持组织，细胞再生的基质。

目的：全面回顾PPY在组织工程领域的应用，为生物学的发展研究提供途径。

方法：使用pollypyrrole关键词搜索Pubmed和中国生物医学文献数据库中发表于1990年至2010年的包括PPY在组织工程领域应用的文献，将重复的文章排除。

结果与结论：根据包容性与排他性标准，计算机检索了762篇论文，共审查了51篇文献。目前，PPY已广泛应用于心血管组织工程，骨骼和骨骼肌肉组织工程，以及皮肤组织工程。由于其多功能性和优越性，生物相容性PPY和PPY基生物材料的应用在用于组织工程的新型生物学材料的开发中具有巨大的潜力

介绍：

近年来，在所有已知导电聚合物中，尤其是 在组织工程应用中，PPY 的应用是研究的最多的聚合物应用之一，这得益于其独特的固有特性由于对流聚合物这一优点，例如可控表面性能，高电气性导电率。PPY作为培养体外模型中的细胞生成长底物已被广泛研究。

事实上，据报道PPy支持细胞粘附和许多不同细胞类型的生长，包括内皮细胞^[1-4]，大鼠嗜铬细胞瘤（PC12）细胞^[5-7]，神经元和支持细胞（即胶质细胞）。成纤维细胞与背根神经节^[8-9]，原代神经元^[10-12]，角质形成细胞[13]和间充质干细胞^[14]有关。大多数研究表明PPy具有增强细胞粘附，迁移和增殖或改善所有类型细胞的细胞 - 物质相互作用。

此外，在许多独立研究中也进行了体内植入对动物模型影响的研究^[8,15-18]。随着生物医学材料技术的发展，PPy及其衍生聚合物越来越多地用于制造组织工程支架，以使其功能作用于受损组织的修复和再生。在这篇综述中，我们总结了最近关于PPy生物材料和各种生物组织之间相互作用的研究，并评估PPy的未来发展方向。

数据与方案

略

结果

PPY和神经组织工程在一系列体外和体内研究证明，PPY具有优于神经组织的生物相容性。它被证明可以促进血旺细胞的存活，增值和迁移在体外从贝根神经延伸神经突并且比目前使用的大多数生物医学材料表现更好（例如聚酯和特氟隆。）在体内实验表明当PPY—硅胶管穿过大鼠横断坐骨神经10mm间隙时有轻微发炎细胞培养基质的地形特征被认为在影响生物学行为中起重要作用。因此PPY的表面形态修饰可以导致细胞—材料相互作用的显著改善。用1-2微米宽的微通道图案化的PPY显示促进在其上培养的胚胎海马神经元的极化，与未修饰的PPY上培养的细胞相比，具有轴突的细胞数量增加二倍。此外还发现，微通道对轴突生长方向有影响，他可以促进相对于微通道的平行或垂直排列，但不会导致海马细胞的轴突长度显著增加，这表明表面形貌特征具有更显著的效果。轴突起始机制（即极化），但一旦轴突建立并经历伸长，这些影响就变得可以忽略不计^[11]。同样，在Liu的研究^[21]中，在PPy / SIBS（聚（苯乙烯 - 双丁烯-b-苯乙烯））纳米纤维毡上获得了比原始金涂层聚酯薄膜更高的细胞密度和更牢固的与基材的粘附性。体外培养，不仅PC12细胞在PPy / SIBS纳米纤维上有明显的神经元分化，而且还在PC纤维网络的内层诱导了PC12细胞神经突的特定生长。
几小时的文化。另一种在体内培养中较长的神经突起发现PC12在对齐的PPy-聚（乳酸 - 共 - 羟基乙酸）（PLGA）纳米纤维上形成，而不是随机的
PPy-PLGA纤维^[22]。此外，在对齐的PPy-PLGA纤维上刺激细胞导致比随机PPy-PLGA纤维上的刺激更长的神经突和更多神经突细胞，表明纤维排列和电刺激共同作用以增强PC12细胞的神经突延伸。有趣的是，用10 mV / cm刺激的细胞比随机和对齐纤维上以100 mV / cm刺激的细胞延长的神经突长得多，这表明较低的潜力可能更有利于促进PC12细胞的神经突向外生长。 Huang等人[23]也研究了类似的现象。他们发现，低电位（100 mV / mm）的电刺激可以显着增加雪旺细胞通过导电聚合物基质的增殖，而较高的电位（300~1 000 mV / mm）则具有不利影响。此外，神经生长因子的转录，达和分泌（NGF）和脑源性神经营养因子（BDNF）分析施万细胞显着增加电刺激。他们推断可能机制在于电刺激能够调节细胞膜通透性[24]，膜流动性和细胞骨架结构[25]。

在某种程度上，基于PPy和PPy的生物材料的内在不规则表面形态被认为有助于增强其上培养的细胞的粘附，生长和增殖。发现PPy-TEAP-PVA（聚吡咯 - 四乙基铵 - 高氯酸盐 - 聚乙烯醇）通过接枝法显着提高了PC12细胞的体外粘附性，研究人员推断PPY-TEAP-PVA的多孔和不均匀表面形态。通过抑制其表面上的细胞漂浮在培养基中可以解释这种增强作用。此外，这些细胞孔还可以作为储存器向粘附的细胞提供营养^[26]。所提出的机制得到了张等人研究的支持。除了电导率和表面形态特性可控性之外，PPy在神经组织工程中应用的另一个吸引点在于它可以通过接枝，捕获方法用各种生物分子进行生物活化以显示多样化的功能.NGF可以在暴露于紫外光下使用中间接头将其固定在PPy底物上。研究固定的NGF是活性的并且能够增加PC12和背根神经节神经元的神经突向外生长。令人惊讶的是，确定表面NGF浓度为0.98ng / mm 2
与培养2天后的可溶性NGF（50ng / mL）相比，在PC12细胞中产生类似的神经突延伸。固定化NGF在培养后10天保持对神经突长度的影响。然而，PPy-NGF的中位神经突长度低于溶液中NGF未修饰的PPy对照的长度。这种差异的可能解释可能是PC12细胞由于内体信号传导抑制而对固定的NGF表现出有限的反应[28]。

//通过电化学聚合包埋在PPy中的大分子不会明显影响PPy的原始电性质，同时保持与培养基中的对应物相同的生物活性。发现用合成肽DCDPGYIGSR包埋的PPy修饰的电极表面在3周内与豚鼠的神经元结构建立了强烈的联系，并且从具有神经元附着的包被位点获得了良好的记录。 PPy / DCDPGYIGSR涂层部位的阻抗在植入的第一周相对稳定。尽管在1周后阻抗模量有所增加，但阻抗值仍然足够低以检测神经元活动。此外，研究了截留在聚吡咯膜中的肽在浸泡在去离子水中的7周内不会扩散掉^[29]。植入了聚吡咯/对甲苯磺酸盐/神经营养素-3（PPy / pTS / NT-3）涂层电极的豚鼠与未植入的耳蜗相比，植入的耳蜗的电诱发听觉脑干反应阈值（EABRs）更低螺旋神经节神经元（SGN）密度与植入PPy / pTS涂层电极的动物相比。 PPy / pTS / NT3不会加剧纤维组织形成或影响电极阻抗。同时共同管理电刺激和神经营养因子提供比单独治疗更大的SGN存活率。此外，超过神经营养蛋白递送至耳蜗期间的电刺激持续保持对SGN的保护作用^[30]。在另一种电刺激培养物中，显示与在未刺激的PPy / pTS / NT3上生长的外植体相比，在PPy / pTS / NT3上生长并经受1小时双相电流脉冲刺激的SGN外植体具有更大的神经突向外生长。相比之下，与未刺激的PPy / pTS相比，PPy / pTS的电刺激不会增强神经突向外生长。这些结果表明，从SGN外植体观察到的增强的神经突向外生长是由于从聚合物释放NT3而不是电刺激^[31]。在Evans等人^[32]进行的研究中也获得了类似的结果。

PPY和心血管组织工程

Rowlands等^[33]从兔主动脉中分离血管平滑肌细胞（VSMCs）并在导电PPy底物上培养它们，所述PPy底物掺杂透明质酸（HA）并涂有胶原蛋白IV，然后是Matrigel和永生化A7r5细胞（平滑肌细胞系）。 ）。然后，对它们进行50mA正弦电刺激，0.05,5和500Hz。他们发现在5和500Hz刺激的培养物中，平滑肌表型标志物，平滑肌alpha;-肌动蛋白和平滑肌肌球蛋白重链的增殖和表达增加，而发现使用0.05Hz的频率对VSMC极其有害。 Nishizawa等^[34]使用PPy涂层微电极分析电刺激对鸡胚心肌细胞的影响，发现它与下面的PPy涂层微电极脉动同步，并确定需要约0.2 mC的阈值电荷。激发肌细胞片。他们认为PPy涂层对培养的心肌细胞的可重复，非侵入性刺激是有效的。
PPy的表面性质可通过化学或电化学氧化或还原可逆地修饰，并诱导有趣的细胞反应。当主动脉内皮细胞在氧化状态的纤连蛋白包被的聚吡咯上培养时，他们发现细胞正常扩散并合成DNA。相反，当通过施加电势将聚合物切换到其中性状态时，细胞延伸和DNA合成都被抑制而不影响细胞活力^[1-4]。聚酯织物广泛应用于心血管疾病的外科治疗。用PPy对聚酯织物进行表面改性可以改善生物相容性。 Jakubiec研究了通过不同技术（膦酰化和等离子体活化聚合）制备的两种PPy涂层聚酯织物（PPy-Phos和PPy-Plas织物），发现这两种织物都不会对溶血和凝血时间产生不利影响或导致任何急性系统性毒性。就急性PMN活化而言，如IL-8 mRNA表达所示，PPy-Phos和PPy-Plas织物优于聚酯（PET）织物和Bionate 80A聚（碳酸酯氨基甲酸酯）[19]。电刺激培养的结果表明，高导电性聚吡咯涂覆的聚酯织物（100-200Omega;/平方）在细胞生长，迁移和活力方面对内皮细胞行为产生不良影响;就CD11 / CD18整联蛋白表达而言，PMN活化升高，并且就IL-6 mRNA细胞因子分泌而言对单核细胞代谢的抑制作用。该研究还指出聚酯织物上的聚吡咯电导率的中间或最佳水平，其在10³的范围内至10⁴Omega;/平方。这种最佳导电水平与体外细胞反应的改善有关^[35]。

RGD是一种氨基酸序列，其由于整联蛋白家族细胞表面受体之间的相互作用而对多种细胞类型的粘附，形态，生长，迁移和分化产生影响。用含有RGD的合成肽对PPy基生物材料进行表面修饰显示出对固定化RGD的内皮细胞的生物学行为具有相同的作用。在Lee的研究^[36-37]中，通过将含RGD的肽GRGDSP化学缀合到羧基封端的PPy（PPy-alpha;-COOH）表面上，成功地定制了PPyCOOH。与未接枝的对照相比，该RGD接枝的PPy-alpha;-COOH表现出优异的HUVEC粘附和扩散，并且测量与PPy相比没有显着的电导率变化。该生物活性导电平台提供能够束缚生物分子的功能性表面，其指导细胞行为而没有导电性降低的缺点。目前，旨在改善血液相容性的生物材料的表面改性在心血管组织工程中是非常重要的。近年来，在这方面进行了大量研究。 Li等^[38]认为制备PPy /肝素的包封方法存在与在导电聚合物薄膜合成过程中通过包埋固定其他生物分子相同的问题。具体而言，首先，该固定化过程显着降低了固定化的生物活性
肝素由于PPy的高疏水性。其次，周围聚合物的空间限制也可能降低固定化肝素的构象自由度，同时显着降低血液，细胞或组织对固定化肝素的可及性^[39]。因此，他们提出了一种表面移植技术，通过该技术，用氰尿酰氯活化肝素，然后通过改性剂聚（乙二醇）甲基丙烯酸酯（PEGMA）固定在PPy上。在他们的研究中，通过表面接枝共聚合制备的具有5％PEGMA单体浓度的PPy / Heprain被分析为比使用较低PEGMA浓度或根本不使用PEGMA制备的PPy / Heprain更具生物相容性。在肝素存在下，复合物（5％PEGMA）上的血小板粘附和活化被进一步抑制，这表明肝素还可以抑制血小板活化剂。此外，通过电刺激，在原始PPy膜和表面改性膜的血浆再钙化时间和血小板粘附方面的血液相容性得到显着改善（血浆再钙化时间增加60-120秒）。 Mao等^[40]采用光交联技术将邻丁酰基壳聚糖（OBCS）固定在PPy薄膜上，得到叠氮化物-OBCS-接枝-PPy薄膜。结果表明，与对照PPy表面相比，Az-OBCS-接枝-PPy膜提供了改善的血液相容性，显示出更少的血小板粘附和纤维蛋白原吸附，并且Az-OBCS-接枝-PPy膜的电导率没有显着降低。未经修改的PPy电影。 Khan等人^[41]已经用PPy对钢进行了表面改性，以改善钢的血液相容性。将PPy衍生物即聚吡咯-N-琥珀酰亚胺酯（PPyNSE）成功电涂在钢板上，然后将牛血清白蛋白（BSA）共价连接到PPyNSE上，得到具有改善的血液相容性的生物分子衍生的聚合物涂层。从血液测试结果可以看出，与裸金属相比，BSA固定化涂层上的血栓形成减少了10％-20％，并且涂层表面对血小板粘附具有高度抗性。 最后，聚吡咯 - 组织杂化生物材料可能代表未来心血管组织工程的新方向。 Khor等^[42]用吡咯衍生物，4-（3-吡咯基）丁烷磺酸钠单体浸渍猪心包，随后使用FeCl2作为引发剂对富含单体的组织进行原位化学聚合，得到黑色聚吡咯 - 组织杂化生物材料。对于心血管应用，这种新型生物材料的生物学和机械学性质仍有待进一步探索。

PPY和骨骼肌肉组织工程

在相当多的研究中，聚吡咯与成骨细胞

资料编号：[3817]