一、 简介
聚己内酯 (PCL) 是 Carothers 团队在 20 世纪 30 年代早期合成的最早的聚合物之一。在努力寻找可被微生物降解的合成聚合物之后，它开始在市场上销售。PCL 可以通过使用各种阴离子、阳离子和配位催化剂的 α-己内酯开环聚合或通过 2-亚甲基-1-3-二氧杂环庚烷的自由基开环聚合来制备。PCL 是一种疏水性半结晶聚合物；其结晶度随着分子量的增加而降低。PCL 的良好溶解性、低熔点 (59-64 ◦C) 和出色的共混相容性激发了人们对其在生物医学领域的潜在应用的广泛研究。因此，在 20 世纪 70 年代和 80 年代的可吸收聚合物热潮期间，PCL 及其共聚物被用于多种药物输送装置。这些生物聚合物之所以受到关注，是因为它们比当时使用的其他生物聚合物具有许多优势。这些优势包括可定制的降解动力学和机械性能、易于成型和制造，从而能够形成有利于组织生长的适当孔径，以及控制其基质中所含药物的输送。还可以添加功能组，使聚合物更具亲水性、粘性或生物相容性，从而产生有利的细胞反应。
由于 PCL 的降解速度比聚乙醇酸交酯 (PGA)、聚 d,l-丙交酯 (PDLA) 及其共聚物慢，因此最初用于保持活性超过 1 年的药物输送装置和缓慢降解的缝合材料 (MaxonTM)。
尽管最初吸引了一些研究关注，但 PCL 很快就被其他可吸收聚合物（如聚乳酸和聚乙醇酸）的流行所淹没，这些聚合物的应用要求聚合物基质在几天或几周内释放封装的药物，并在植入后 2-4 个月完全吸收。医疗器械行业有兴趣使用可生物降解的植入物来替代金属设备（板、螺钉、钉子等）；然而，PCL 不具备用于高负荷应用的机械性能。此外，医疗器械和药物输送界都认为，吸收速度更快的聚合物在长期降解（PCL 最长 3-4 年）和细胞内吸收途径方面也具有较少的缺点；因此，PCL 在近二十年的大部分时间里几乎被遗忘了。
随着组织工程这一新领域的诞生，人们对 PCL 重新产生了兴趣，并将其推回生物材料/领域；图 1 以图形方式描述了这一趋势。20 世纪 90 年代和 21 世纪初，人们对 PCL 的兴趣再次高涨，因为人们意识到 PCL 比许多可吸收聚合物具有更优异的流变性和粘弹性，这使得它易于制造和操作成各种各样的支架，其中一些支架如图 2 所示。实际上，PCL 可以用于第 8.1 节所述的各种支架制造技术，而且与其他脂肪族聚酯相比，它的生产路线相对便宜，具有巨大的优势。此外，许多用 PCL 制造的药物输送装置已经获得 FDA 批准和 CE 标志注册，这使得它们可以更快地进入市场。有趣的是，尽管 PCL 具有明显的优势，但它并没有广泛应用于临床。本综述将讨论过去二十年 PCL 作为生物材料的应用，包括它与其他生物可吸收聚合物的关系。本文将重点介绍 PCL 的特性和优势，这些特性和优势使 PCL 重新成为药物输送和组织工程领域的焦点。
图 1. 过去 20 年（截至 2010 年 4 月）在生物材料或组织工程领域使用 PCL 的出版物。还包括 2010 年的预计数据。
图 2. 由 PCL 制成的结构：纳米球 (a、b)。纳米纤维 (c、d)。泡沫 (e、f)。针织纺织品 (g、h、i)。选择性激光烧结支架 (j-o)。熔融沉积模型支架 (p-u)。
二、 PCL 的合成和物理化学特性
PCL 是由环状单体 -己内酯的开环聚合制备的，早在 20 世纪 30 年代就已开始研究。催化剂（例如辛酸亚锡）用于催化聚合，低分子量醇可用于控制聚合物的分子量。
影响 PCL 聚合的机制有很多种，包括阴离子、阳离子、配位和自由基。每种方法都会影响共聚物的分子量、分子量分布、端基组成和化学结构。PCL 是一种半结晶聚合物，玻璃化转变温度 (Tg) 为 -60°C，熔点范围为 59 至 64°C，这取决于 PCL 的结晶性质，可在相对较低的温度下轻松成型。PCL 样品的数均分子量通常为 3000 至 80,000 g/mol，可根据分子量分级。
PCL 在室温下可溶于氯仿、二氯甲烷、四氯化碳、苯、甲苯、环己酮和 2-硝基丙烷。它在丙酮、2-丁酮、乙酸乙酯、二甲基甲酰胺和乙腈中的溶解度较低，不溶于酒精、石油醚和乙醚。PCL 可以与其他聚合物混合，以提高抗应力开裂性、染色性和附着力，并与丙酸纤维素、醋酸丁酸纤维素、聚乳酸和聚乳酸-共-乙醇酸等聚合物结合使用，以控制药物从微胶囊中释放的速率。
早在 20 世纪 70 年代，人们就已经认识到 PCL 特别适合混合，因此将基于 PCL 的聚合物共混物分为三类相容性：第一类仅表现出单一的 Tg；第二类机械相容，表现出每个组分的 Tg 值，但具有优异的机械性能；第三类不相容，表现出相分离材料的增强性能。PCL 与其他聚合物的相容性取决于所采用的比例，通常用于更好地控制输送系统的渗透性。PCL 的共聚物（嵌段和无规）可以使用多种单体形成，例如环氧乙烷、聚氯乙烯、氯丁二烯、聚乙二醇、聚苯乙烯、二异氰酸酯（聚氨酯）、四氢呋喃 (THF)、二乙醇酸交酯、二丙交酯、-戊内酯、取代己内酯、4-乙烯基苯甲醚、苯乙烯、甲基丙烯酸甲酯和醋酸乙烯酯。
Engelberg 和 Kohn 研究并比较了几种可降解聚合物（其中包括 PCL）的物理机械性能，他们研究了热性能（Tg、结晶、熔点和分解点）和拉伸性能，包括杨氏模量、拉伸强度和屈服和断裂伸长率。表 1 列出了其中一些特性。
表 1. 聚合物特性。
三、生物降解
在考虑生物聚合物时，重要的是要记住，可生物降解的东西并不一定意味着可生物吸收，也就是说，当它在体内降解并离开其作用位点时，它不一定会被从体内清除。相反，生物可吸收性是一个概念，它反映了完全消除初始外来物质和大量降解产物副产品（低分子量化合物），而没有残留副作用。根据研究人员的说法，可生物降解、可生物吸收、可生物吸收和可生物侵蚀的定义详见表 2，这些特性的适当分类对于讨论聚合物基材料，特别是在生物医学应用中，至关重要。
表 2. 可生物降解、可生物吸收、可生物吸收和可生物侵蚀的定义。
PCL 可以被户外生物体（细菌和真菌）生物降解，但由于缺乏合适的酶，它们在动物和人体中不可生物降解。这并不是说它们不可生物吸收，而是说这个过程需要更长的时间，首先通过水解降解进行。人们普遍认为，聚（-羟基）酯的水解降解可以通过表面或本体降解途径进行，如图 3 所示。扩散反应现象决定了该途径进行的方式。表面降解或侵蚀只涉及聚合物主链在表面的水解断裂。当水解链断裂和扩散到周围环境中的低聚物和单体的产生速度快于水侵入聚合物本体的速度时，就会出现这种情况。这通常会导致聚合物随着时间的推移而变薄，而不会影响聚合物内部本体的分子量，而聚合物内部本体的分子量通常在降解期间保持不变（图 3a）。这种侵蚀方式的优势在于过程的可预测性，由于可以预先确定释放速率，因此可以为药物提供理想的释放载体。
图 3. 可降解聚合物的降解模式：表面侵蚀 (a)。本体降解 (b)。自催化的本体降解 (c)。
当水渗透到整个聚合物本体中时，就会发生本体降解，从而导致整个聚合物基质发生水解（图 3b）。会发生随机水解断链，导致分子量整体降低。如果水分子可以扩散到聚合物本体中，水解链，使单体或低聚物扩散出来，就会逐渐发生侵蚀，并达到这种扩散反应现象的平衡。如果这种平衡被破坏，降解机制可能会通过羧基和羟基端基副产物引发内部自催化。虽然表面低聚物和羧基可以自由扩散到周围环境中（表面侵蚀情况），但在本体降解的情况下，随着酯键断裂过程中形成的新羧基端基的积累，自催化产物的内部浓度会产生酸性梯度。这反过来又加速了内部降解（相对于表面），留下一层分子量较高的表皮，而内部的分子量较低，已经降解（图 3c）。因此，降解机制由双峰分子量分布定义。当内部低聚物变得足够小时，它们会迅速扩散到外层，同时伴随着重量减轻和断链速度降低，从而产生更高分子量的中空结构。这些低聚物和酸性副产物的快速释放可导致体内炎症反应，正如生物可吸收设备文献中所报道的那样。此外，如果周围组织由于血管化不良或代谢活动低而无法缓冲 pH 值变化，则可能会出现局部暂时性紊乱——一个例子是，在骨科手术中使用的纤维增强 PGA 针在快速降解时通过局部液体积聚导致渗透压升高。
均聚物 PCL 的总降解时间为 2-4 年（取决于设备或植入物的起始分子量）。水解速率可以通过与其他内酯或乙交酯/丙交酯共聚来改变。作者团队对 PCL 支架的体外和体内降解进行了广泛的研究，未发现内部催化的证据，这可以通过随时间均匀的分子量分布和 6 个月和 36 个月期间对支架支柱的横截面检查来证明（未发表）。在体外（盐水）和体内（兔子）条件下分别使用 PCL 进行的其他降解研究报告称，两种水解降解率相似，因此得出结论：酶参与降解阶段的第一阶段（0-12 个月）不是降解过程的重要因素。
从文献中提出的降解研究可以得出结论，PCL 经历了两个阶段的降解过程：首先，酯基的非酶水解断裂；其次，当聚合物结晶性更高且分子量较低（小于 3000）时，聚合物表现出细胞内降解，这可以通过观察巨噬细胞和巨细胞的吞噬体以及成纤维细胞内的 PCL 碎片吸收来证明，这支持了以下理论：一旦分子量降低到 3000 或更低，PCL 可能会通过细胞内机制完全吸收和降解。还值得注意的是，在第一阶段PCL的降解速率与40℃下的体外水解速率基本相同，并且服从一级动力学。结论是，PCL 降解的机制可以归因于酯键的随机水解断链，这导致分子量降低。
研究人员利用凝胶渗透色谱法 (GPC)、差示扫描量热法 (DSC) 和扫描电子显微镜 (SEM) 研究了 PCL 体外降解的机理。推测 HO• 自由基可能是植入式器械中 PCL 降解的重要原因。研究了 PCL 微粒的体外降解行为，并将其与 PCL 薄膜在 PBS 中、37 ± 1°C、pH 7.4 下的降解行为进行了比较。PCL 样品的物理形状对其降解速率没有明显影响，这表明均相降解占主导地位。
最近，一些研究小组主要通过热方法研究了 PCL 的加速降解模型。研究人员提出了 PCL 的两阶段热降解机理，发现在第一阶段，聚酯链通过酯热解反应发生统计断裂。第二阶段，由于解链解聚过程，形成了 α-己内酯（环状单体）。研究了本体和溶液中的热降解，发现聚合物在溶液和本体中分别通过随机断链和特定链端断链降解。
研究人员表明，PCL、PLA 及其无规共聚物的体内降解机制在性质上是相同的。在相同条件下，无规共聚物的降解率远高于均聚物。另一方面，PCL/PLA 嵌段共聚物的降解率介于 PCL 或 PLA 均聚物之间，并且随着 PLA 含量在 0-40% 范围内而增加。然而，当 PLA 含量大于 40% 时，降解速度超过均聚物。降解动力学高度依赖于聚合物的分子量。高分子量结构需要更长的时间才能降解，这是由聚合物的链长决定的。较高的分子量会增加链长，因此需要断裂更多的酯键以生成水溶性单体/低聚物，从而使侵蚀得以进行；因此降解需要更长的时间。研究人员研究了 PCL 的体内（Dawley 大鼠）和细胞内降解，并报告说降解首先以非酶促本体水解进行，并且仅在前 2 周发生短暂的初始炎症反应。9 个月后，只有当分子量降低到大约 5000 g/mol 时，才会出现质量损失，随后 PCL 植入物碎裂。图 4 示意性地描述了体内典型可吸收聚合物支架的质量损失和分子量损失之间的相互作用。
图 4. 可吸收聚合物（如 PCL）随时间的质量和分子量损失的图形说明。初始水合（0-6 个月）、降解和质量损失（6 至 12 个月）、再吸收（12 个月后）和代谢（18 个月后）。
为了研究细胞内降解，使用了 53-500 nm 的低分子量 PCL（Mn，3000 g/mol）粉末。作者报告说，粉末状 PCL 在巨噬细胞和巨细胞的吞噬体内 13 天内迅速降解和吸收，唯一的代谢物是 6-羟基己酸。图 5a 说明了 PCL 水解降解的机制。水解中间体 6-羟基己酸和乙酰辅酶 A 形成，它们又进入柠檬酸循环并从体内排出。
图 5. PCL 通过水解中间体 6-羟基己酸和乙酰辅酶 A 降解，然后通过柠檬酸循环从体内排出（a）。晶体碎裂如何发生的示意图（b）。NaOH 中 PCL 在 5 周内加速降解（c）。
最近，研究人员设计了一项长期研究，在大鼠体内观察了 3 年的 PCL 降解情况。用放射性标记法示踪PCL在大鼠体内的分布、吸收和排泄。结果表明，初始Mw为66 000 g/mol的PCL胶囊在植入2年后形状保持完整，在30个月时破裂为低Mw（8000 g/mol）的碎片。PCL的Mw随时间的延长呈线性下降。将氚标记的PCL（Mw 3000 g/mol）植入大鼠皮下，研究其吸收和排泄情况，植入后15天首次在血浆中检测到放射性示踪剂。同时，从粪便和尿液中回收放射性排泄物。植入后135天，累计92%的放射性示踪剂从粪便和尿液中排出。与此同时，血浆放射性降至背景水平。器官中的放射性也接近背景水平，证实该物质不会在体内组织中积累，可以完全排出，这与 Pitt 和 Schinder 的早期研究一致。
研究人员证明，2,2-双（2-恶唑啉）连接的 PCL (PCL-O) 在体外通过表面侵蚀酶促降解，这可以使这种材料在药物输送和其他生物医学应用中具有新用途。在体内评估了 PCL-O 聚（酯-酰胺）的降解、侵蚀（重量减轻）和毒性。将 PCL 和三种具有不同 PCL 嵌段长度（Mn：1500、3900、7500 g/mol）的 PCL-O 聚合物以圆盘形式熔融压制并植入 Wistar 大鼠皮下（剂量约为 340 mg/kg），持续 1、4 和 12 周。植入 12 周后，测量到最广泛连接的 PCL-O 聚合物（嵌段长度为 1500 g/mol）的聚合物盘重量损失高达 16.5%，而其他聚合物几乎没有重量损失。核磁共振 (NMR)、DSC 和 GPC 研究以及植入前后的 SEM 显微照片和体外水解研究共同表明，PCL-O 聚合物在体内发生了基于酶的表面侵蚀。
基于植入区域和主要器官（例如心脏、肺、肝、肾、脾和脑）的血液学、临床化学和组织学结果的体内评估表明，PCL-O 聚合物是生物相容性强、安全且对酶敏感的生物材料。
令人惊讶的是，尽管过去十年中，在生物材料和组织工程文献中发表了 1000 多篇使用基于 PCL 的支架的论文（图 1），但只有少数研究小组对 PCL 支架的降解和吸收动力学进行了研究。
作者小组对普通（Sigma）和医用级（Birmingham Polymers）PCL 支架进行了体外和体内的几项长期降解研究。还开发了一种基于 NaOH 的加速降解系统，并根据基于模拟生理条件的系统进行了验证。图 5b 说明了 PCL 的表面侵蚀和相关的结晶度随时间的变化（由于其结晶和无定形成分），这可能导致整个降解期间结晶度的周期性增加和减少。图 5c 显示了加速降解系统的微观和宏观视图。PCL 支架从 0 周到 5 周降解，观察到通过表面侵蚀途径在整个支架结构中均匀降解，通过细丝直径变细。
如前所述，PCL 是共聚或共混的极佳候选材料，可用于设计医疗设备或支架所需的机械性能和降解动力学。荷兰的一个研究小组是最早使用基于 PCL 的共聚物设计和商业化神经引导装置的团队之一。通过将聚合物薄膜植入大鼠皮下长达 1 年，在体内评估了聚（1,3-三亚甲基碳酸酯）[聚（TMC）] 以及 TMC 与 52 mol % d,l-丙交酯 (DLLA) 或 89 mol% -己内酯 (CL) 的共聚物的降解和组织反应。聚（TMC）样本在 3 周后大量降解，并经组织学证实，在不到一年的时间内完全吸收。观察到厚度和质量快速线性下降，而分子量没有变化。最初观察到由植入过程引起的急性无菌炎性组织反应，随后是轻度巨噬细胞介导的异物反应，该反应持续到聚合物的吸收期间。结论是，在体内，聚（TMC）通过涉及细胞介导过程的表面侵蚀而降解。共聚物的降解速度比聚（TMC）慢，通过自催化的本体水解进行，优先降解酯键。TMC-DLLA 共聚物的降解速度比 TMC-CL 共聚物快 20 倍。在这两种情况下，植入后的组织反应类似于所谓的无菌炎症反应，随后是异物反应，该反应由纤维包裹定义。只有 TMC-DLLA 共聚物观察到了明显的质量损失，其在 1 年内质量损失了 96%。当开始出现大量质量损失时，会引发与聚合物碎片清除有关的轻度至中度的二次异物反应。本研究的结果表明，聚（TMC）和两种 TMC 共聚物（TMC-DLLA 和 TMC-CL）都是可生物降解和生物相容性的材料，这使得这些聚合物在制备用于软组织工程的短期和长期可降解装置方面具有吸引力。
总之，与 PLA、PGA、其共聚物和许多其他可吸收聚合物相比，PCL 的降解速度较慢，这使其更适合长期降解应用，例如超过 1 年的封装分子输送，这将在第 5 节中讨论。
四、生物相容性
最初，生物相容性是指材料在特定应用中表现出适当的宿主反应的能力。然而，最近的定义旨在更详细地描述生物机制。体外生物相容性或细胞毒性通常通过细胞培养系统进行评估。还研究了体内植入物周围和宿主反应（例如免疫原性、致癌性和血栓形成性）的实验、组织学和病理学检查。这些宿主反应的复杂性是一系列时间和空间过程的结果，涉及许多紧密相互依赖的材料-组织相互作用机制。正是这些相互作用控制着材料在生物环境中的最终性能。如果我们考虑生物稳定材料和永久植入设备/植入物领域，主要目标是最小化和调整材料-组织相互作用。生活环境和材料的相互作用应可接受且稳定，以用于长期治疗和性能。
相反，在可生物降解和可生物吸收聚合物领域，情况则完全相反，植入物的降解和吸收副产物增加了复杂性，这些副产物能够与生物系统发生强烈相互作用。从这个角度来看，可生物降解和可生物吸收聚合物必须被视为更接近药理学而不是材料科学。因此，在选择用于医疗器械、支架和药物输送系统的可生物降解聚合物之前，生物相容性是一个必须考虑的因素。
一般而言，生物可吸收聚合物和装置对活体组织具有良好的耐受性，其生物相容性主要取决于下面简要讨论的因素。低分子量化合物的浸出（无论是通过降解还是由于可浸出杂质的存在）是炎症的主要诱因。生物可吸收聚合物和植入物释放的酸性降解产物也是观察到的继发性炎症反应的一个重要因素。影响炎症反应的另一个重要因素是植入部位。如果由于血管化不良或代谢活性低而导致周围组织消除副产物的能力较低，则副产物的化学成分可能导致局部暂时性紊乱。其中一个例子是渗透压增加或 pH 值变化，表现为局部液体积聚或短暂性窦形成。因此，脂肪族聚酯等生物可吸收聚合物的生物相容性问题无疑与生物降解性和生物可吸收性有关。
聚合物降解率和局部组织清除率的测定对于预测组织中存在的副产物浓度和由此产生的宿主反应至关重要。Pitt 及其同事详细研究了共聚物 PCL 和 PLA 植入雄性 Wistar 大鼠后的炎症反应。微球注射入体内导致中性粒细胞活化并引起轻度局部炎症。通过测量化学发光测量的超氧阴离子生成，证实了 PCL 微球对中性粒细胞的快速活化。中性粒细胞活化释放趋化因子，导致大量中性粒细胞涌入患处并引起炎症。研究表明，白细胞对载药聚合物微球的吞噬作用是清除体内异物的主要机制。骨骼中的炎症反应不如肌肉中那么明显。研究人员没有详细讨论这一观察结果，但有人可能假设，肌肉中明显的原发性炎症反应可能是由于肌肉组织的血管化更好，以及植入的材料量更大。
通过植入 Wistar 大鼠的大脑，研究了由溶剂蒸发法制备的包含 PCL 的可植入微球的组织反应。没有观察到坏死，这意味着脑组织内的微球具有良好的生物相容性。为了防止微球被吞噬，可以通过空间稳定化对微球表面进行改性。流式细胞术已用于研究 PCL 微球对成纤维细胞凋亡和细胞周期的影响。结果表明，以不同方式纯化的 PCL 微球表现出不同的细胞相容性；纯化良好的微球具有优异的细胞相容性。
PCL 和 PLLA 都是缓慢降解的聚合物，但它们因降解而产生的生物相容性截然不同。研究人员报道了对 PLLA 骨板和螺钉的异物反应。由于植入部位肿胀，十分之六的患者在术后 35 至 44 个月后不得不再次手术。作者报告称，覆盖组织没有变色，没有急性或皮下炎症的迹象，也没有触诊时温度或疼痛的升高。对软组织的光学显微镜分析显示异物反应，PLLA 周围没有炎症迹象。在 PLLA 的外部存在一些多形核白细胞，而内部被巨噬细胞、异物巨细胞和成纤维细胞内的致密结缔组织包围。作者假设观察到的异物反应是晶体状 PLLA 碎片的生化反应和生物力学反应的结合。
研究人员研究了大鼠椎旁肌中的两种无定形和一种结晶 PLA。结晶 PLA 在 116 周内几乎保持形态和结构稳定。没有观察到炎症迹象和轻微的异物反应。116 周后，分子量较高的无定形 PLA 几乎完全被吸收，而分子量较低的无定形 PLA 被代谢。在降解和吸收期间，发现了轻度至中度的组织细胞炎症。
如上所述，研究生物相容性不仅从短期角度，而且从长期角度看都至关重要。不幸的是，组织工程领域的大多数体内研究都因在 PCL 支架本身从植入部位清除之前提取组织学和/或生物力学数据而过早结束。人们普遍认为，获取长期体内数据的成本很高，但这并不意味着不需要掌握有关微球和支架的长期降解、生物相容性、支架/新组织的机械性能以及数月甚至数年后植入的最终结果的可靠信息。
Meek 和 Jansen 发现 Neurolac® 的长期神经导管研究文献稀缺，此前他们曾证明，在植入后，再生神经的神经外膜边缘仍可发现由聚（dl-丙交酯-己内酯）[PDLLA-PCL] 组成的神经导管的小碎片（假定会完全吸收）。因此，他们研究了神经导管植入大鼠坐骨神经后 2 年的降解情况和可能的长期异物反应。他们证明神经再生是通过支架进行的，植入 2 年后，在宏观上没有发现植入物的残留物。然而，在显微镜下，沿着再生神经组织发现了聚合物碎片以及多核巨细胞和巨噬细胞。因此，作者得出结论，有必要进行为期 3 年的研究，以在系统完全清除聚合物后捕获神经组织。
Hutmacher 及其同事进行的几项研究使用不同的动物模型研究了 PCL 支架的短期和长期生物相容性；图 6 总结了部分工作。图 6a 显示了将直径为 5 毫米的 PCL 支架手术植入兔子/兔子的顶骨中。图 6b 显示了移植的兔子头骨。上图描绘了植入 2 年后临界尺寸颅骨缺损/支架部位内矿化骨的微计算机地形图 (CT) 图像（空缺损显示缺损桥接不完全）。此外，组织学（下图）显示，PCL 支架/缺损部位中心有一些新骨形成，这是通过 von Kossa 染色检测到的，该染色与钙盐结合并变黑。作者对这些支架的进一步开发导致了第二代支架的生产，这些支架本质上是复合材料，含有 20 wt% 磷酸三钙 (TCP) 的 PCL。图 6c 描绘了用于研究植入 15 周的 PCL-TCP 复合支架效果的大鼠颅骨临界尺寸模型的组织学，其中一些支架组含有 5 克 rhBMP2（重组人骨形态发生蛋白，对该生长因子家族的主要兴趣源于它们在临床骨再生中的有效应用）。到 15 周时，PCL-TCP/rhBMP2 缺损表现出颅骨完全愈合，如图 6c 中的组织学染色所示。支架本身也刺激了一些骨形成，而空洞缺损没有愈合。这些研究综合了 PCL 和 PCL 复合材料的生物相容性，在 15 周的短期时间点到 2 年的长期植入中均未发现不良的生物相容性影响。
图 6. 大鼠和兔子的短期和长期生物相容性研究。将 5 毫米 PCL 支架植入颅骨 (a)。示意图显示植入 2 年后取出的重建兔子颅骨。中间照片显示重建颅骨缺损部位的大体概览；从顶视图看，剩余的植入 PCL 支架清晰可见，同时在支架内观察到骨矿化，这些支架已取代原始支柱。- CT 三维重建图像显示缺损空间内有密集的矿化。虚线环表示原始缺损的位置，图像仅显示与新骨相对应的阈值（顶部插图）。组织切片用含有冯·科萨的麦克尼尔四色染色，通过将钙沉积物染成黑色来反映矿化。两个缺损的切片大体概览显示支架很好地整合到缺损中（左下插图）。支架内及其周围还发生了骨内生长和重塑，以更高的放大倍数显示（右下插图）（b）。rhBMP-2 处理的 mPCL-TCP/胶原支架的骨特异性染色在 15 周时显示出明显的骨修复。横向和纵向切片显示用 rhBMP-2 治疗的缺损内有广泛的骨愈合。染色包括 MacNeal/vonKossa（黑色 = 骨，蓝色 = ECM）、Goldner 三色（绿色 = 骨，红色 = 类骨质）和 Masson 三色（深蓝色 = 骨，红色 = 皮质骨）。箭头表示宿主骨的边缘。骨形成百分比（% BV/TV）是通过横向 MacNeal/von Kossa 切片和纵向 Masson 三色切片的图像分析来测量的。使用 40 倍物镜拍摄的图像显示，在 rhBMP-2 处理的缺损内，新骨 (NB) 与植入物支柱 (S) 表面接触，而未经处理的支架刺激纤维组织界面，空缺损由直接与宿主骨 (HB) 相邻的纤维组织组成。显著值表示为 *P < 0.05，表示与时间匹配的空缺损 (c) 有显著差异。
五、 PCL 在药物输送系统中的应用
PCL 适用于受控药物输送，因为它对许多药物具有高渗透性、出色的生物相容性，并且一旦生物吸收就能完全排出体外。与其他聚合物相比，PCL 的生物降解速度较慢，因此最适合超过 1 年的长期输送。PCL 还能够与其他聚合物形成相容性混合物，从而影响降解动力学，便于定制以满足所需的释放曲线。
治疗化合物的输送可能因其水溶性差而受到阻碍，然而，药物制剂方面的最新进展已经消除了胶体载体在这种情况下作为有效增溶剂的潜力。嵌段共聚物胶束增加疏水分子溶解度的能力源于其结构组成，其特点是疏水核心在空间上由亲水冠稳定。前者充当储存器，药物分子可以通过化学、物理或静电相互作用掺入其中，具体取决于它们的物理化学性质。PCL 中的药物释放速率取决于制剂类型、制备方法、PCL 含量、微胶囊中装载的药物大小和百分比。由于 PCL 具有较高的渗透性，因此它与其他聚合物混合以改善应力、抗裂性、染色性和对药物释放速率的控制。在过去的几十年里，PCL 聚合物一直是开发受控递送系统（尤其是针对肽和蛋白质）的主要关注领域。
研究人员研究了所选药物异甲咪啶和溴化乙锭从 PCL-PLLA、PCL-DLLA 和 PCL-TMC 棒中的体外和体内释放情况。
5.1. PCL 微球
许多研究都集中在用于药物输送的可降解聚合物微球上。通过此类系统给药具有优势，因为微球可以摄入或注射；它们可以根据所需的释放曲线进行定制，在某些情况下甚至可以提供器官靶向释放。
微胶囊化药物是一种有前途的药物输送系统，具有明显的优势，例如提高治疗效率和疗效、延长生物活性、控制药物释放速率和降低给药频率。作为药物微粒，除了生物相容性之外，最重要的要求之一是基质材料应在与药物释放速率相容的适当时间内生物降解。因此，可生物降解聚合物一直是开发用于药物研究的改进输送系统的主要尝试重点。自从二十年前生物可吸收手术缝合线进入市场以来，人们已经对使用可生物降解聚合物装置进行药物输送进行了广泛的研究。在不同类型的可生物降解聚合物中，热塑性脂肪族聚酯（如 PLA、PGA）及其共聚物（如聚乳酸-乙醇酸交酯）（PLGA）因其出色的生物相容性、生物降解性和机械强度而引起了人们的极大兴趣，其中大部分可以通过不同量的各自聚合物的共聚来定制。它们很容易配制成各种装置，用于携带各种药物类别，如疫苗、肽、蛋白质和小分子。最重要的是，它们已被 FDA 批准用于药物输送。
生物可吸收微粒的基质材料可以分解成无毒和低分子量的物质，同时释放药物，然后被生物体代谢或吸收。毫不奇怪，现在相当多的研究兴趣集中在可生物降解微粒在控制药物释放中的应用上。其中，聚己内酯是应用最为广泛的一种。PCL 的优点包括其对小药物分子的高渗透性，以及与 PLA 和 PGA 相比，其在降解过程中产生酸性环境的趋势可忽略不计。与其他聚酯相比，PCL 均聚物的降解非常缓慢，使其更适合于延长至 1 年以上的长期输送系统，并且通过适当的混合可以根据需要增加/减少输送量。
PCL 微球可以通过几种不同的方法制备，其中一些方法由 Freiberg 和 Zhu 进行了综述。分散在具有相反溶解度的液体中的胶体单体可以聚合。球形液滴由分散在水介质中的油溶性有机单体（水包油，O/W）或分散在有机介质中的水中的水溶性单体（油包水，W/O）形成。分散单体的聚合可通过各种方法实现，包括乳液、悬浮和分散技术。乳液通常用于形成纳米级（10-100 纳米）的均匀球体。所得聚合物珠粒在纳米级上非常均匀，以至于它们可以衍射可见光。分散聚合可产生 0.5-10 米范围内的微球。试剂（包括单体、引发剂和稳定剂）溶解在有机介质中，由于引发剂可溶于单体内部，因此聚合发生在单体液滴内。聚合物珠粒不溶于有机溶剂，会沉淀，稳定剂可防止珠粒絮凝。近年来，人们在超临界 CO2 中开展了大量分散聚合研究，这可能对医疗应用有益，因为不涉及有毒溶剂。
悬浮聚合通常产生 50-500 米范围内的微球。在悬浮聚合中，单体分散在含有稳定剂的水相中；引发剂可溶于发生聚合的单体相中。颗粒的大小和数量由分散的单体液滴的大小和数量以及机械搅拌速度决定。
溶剂蒸发（也称为双乳液技术）和喷雾干燥技术是从线性聚合物生产微球的常用技术，研究人员对此进行了综述。简而言之，微球可以通过从含有聚合物和生物分子的分散油滴中蒸发有机溶剂来生产。通常采用双重乳化，首先将生物分子溶解在水中；将该水相分散在含有可降解聚合物的有机溶剂（通常是二氯甲烷，DCM）中，形成第一个 W/O 乳化液。将第一个乳化液分散在稳定的水性介质中（通常使用聚乙烯醇作为稳定剂），形成最终的 O/W 乳化液；当 DCM 蒸发并且聚合物变硬时，形成微球，从而捕获封装的药物。将药物包封到微球中的一个主要障碍是通过良好的包封效率获得高产量。许多研究小组未能实现足够高的包封率，以保证进一步生产微球，因为在此过程中可能会损失太多药物，而这非常昂贵。令人惊讶的是，许多研究在详细描述量化药物包封效率的方法时提供的细节非常少。
5.2. PCL 纳米球
纳米球是胶体药物输送系统，可作为药物或其他活性分子的运输载体隔室，尺寸范围为 10-1000 纳米。药物颗粒可以封装、分散或吸收在纳米球中。它们也可以称为纳米颗粒或纳米胶囊，具体取决于药物是在聚合物基质中还是封装在外壳中。纳米球和纳米胶囊的制备方法与微粒的制备方法相同，只是需要调整制造参数以获得纳米尺寸的液滴。这可以通过使用相对较小的分散相与分散介质的比例以及更高的搅拌速度来实现。
纳米球可用于通过网状内皮系统选择性靶向肝脏和具有吞噬活性的细胞。纳米球的尺寸使其能够通过注射进行静脉给药，而不像许多其他胶体系统那样会堵塞针头和毛细血管。可注射纳米颗粒载体对特定药物输送和医学成像具有良好的适用性，但由于它们在静脉注射后数秒内就会被网状内皮系统消除，因此通常不能使用。为了克服这一限制，人们从两亲共聚物中开发出了单分散可生物降解的纳米球。这些纳米球显示出增加的血液循环时间并减少小鼠肝脏中的药物积累。这些胶体颗粒作为药物载体的功效与它们与不同体液中的蛋白质和酶的相互作用密切相关。分析了溶菌酶（一种在粘膜中高度浓缩的带正电荷的酶）与两种不同的药物载体（由PCL包覆的油性核心制成的纳米胶囊和仅由PCL制成的纳米颗粒）之间的相互作用现象。结果表明，溶菌酶与这些胶体药物载体的相互作用受其表面电荷的影响很大。研究人员分析了可生物降解的PEG包覆的PLA，PLGA和PCL纳米颗粒的血浆蛋白吸附zeta电位和多形核细胞对颗粒的吸收。研究了PEG冠厚度和密度以及核心性质的影响。确定了使用几种冷冻保护剂通过冷冻干燥稳定PLGA和PCL纳米颗粒的条件。研究表明，无论采用何种冷冻程序，都需要添加蔗糖、葡萄糖、海藻糖或明胶来保持纳米粒子的特性。
六、纳米球制备技术
文献中报道了制备药物包裹纳米粒子的不同方法，包括连续水相乳液聚合、连续有机相乳液聚合、界面聚合、界面处理、溶剂蒸发、大分子脱溶和透析。下面讨论了制备 PCL 纳米球的精选方法。
6.1. 界面聚合物处理法
界面聚合物处理是一种制备可生物降解纳米球的程序，先将与水混溶的半极性溶剂从亲脂性溶液中置换出来。在这种方法中，首先将聚合物溶解在有机溶剂中，通常是丙酮。类似地，磷脂混合物在丙酮中制备，将温度升高至接近沸点，然后将药物溶解在苯甲酸苄酯中并加入丙酮溶液中。将所得有机溶液在搅拌下倒入含有表面活性剂泊洛沙姆的水中，水相立即变成乳状溶液；表明纳米胶囊的形成。然后在减压下除去丙酮。通过除去水，将由此形成的胶体悬浮液浓缩至所需体积。喷雾干燥的聚合物纳米胶囊和纳米球也已从含有双氯芬酸的PCL悬浮液中制备而成，采用聚合物的界面沉积。
6.2. 透析法
已通过透析法制备了载吲哚美辛的 PCL 纳米球。将聚合物溶解在有机溶剂（二甲基甲酰胺）中，并在室温下不断搅拌下将药物添加到溶液中。除去有机溶剂后，使用纤维素膜透析袋进行 24 小时的透析。从袋中收集胶束溶液，超声处理并离心以去除聚集颗粒和未负载的药物。然后进行冻干以获得纳米球。
6.3. 乳液聚合法
最早通过单体聚合制备的纳米颗粒是 Birrenbach 和 Speiser 在 20 世纪 70 年代获得的。在乳液聚合中，水不溶性单体的液滴在含有稳定剂的外部水相和酸性相中乳化。单体通过阴离子聚合机制相对较快地聚合，聚合速率取决于介质的 pH 值。在中性 pH 下，单体聚合速度极快，导致聚集体的形成。然而，在酸性 pH 下，pH 值在 2 到 4 之间，反应速度减慢，产生尺寸分布较窄的纳米球（通常为 200 纳米）。在聚合反应发生时，系统保持在磁力搅拌下。最后，在加入葡萄糖作为冷冻保护剂后，将胶体悬浮液中和并冻干。
水溶性药物可以通过将药物溶解在水性聚合介质中或将空白纳米球孵育在药物的水溶液中来与纳米球结合。高速混合或超声处理是将药物或单体溶液乳化到外相中的关键步骤，因为它决定了纳米颗粒的尺寸分布。为了实现窄粒度分布，需要超声处理或高速均质化；因此，在加工过程中应仔细监测这些参数。
各种研究人员已经研究了封装多种药物的 PCL 纳米球，研究人员对此进行了全面审查。他们详细介绍了 PCL 作为一种有利的眼部渗透载体的纳米球形式，与用于递送吲哚美辛的微球相比。研究人员进一步得出结论，PCL 纳米球和纳米胶囊载体的胶体性质是有利角膜运输的主要因素，并且角膜渗透不会因载体内部结构或成分的变化而增加。研究人员在使用 PCL 作为含有卡特洛尔的胶体纳米颗粒悬浮液时也观察到了这一发现，发现载体的内部油性核心提供了更好的卡特洛尔包封效果，并且与卡特洛尔滴眼液相比，对眼压的影响更明显。
使用 PCL 纳米球/胶囊进行眼科应用的其他药物包封包括氟布洛芬、醋氯芬酸、环孢菌素 A 和美替诺。已经研究了几种口服 PCL 纳米球/纳米胶囊来输送抗高血压药物，例如伊拉地平。许多研究小组已将 PCL 共聚物用于癌症相关纳米颗粒输送系统。研究人员设计了一种配体介导的纳米颗粒药物载体，它可以识别肿瘤细胞表面的特定受体。合成了可生物降解的聚环氧乙烷/PCL (PEG/PCL) 两亲嵌段共聚物，该共聚物与生物素配体偶联，并含有抗癌药物紫杉醇，通过在水溶液中形成胶束制备。结果表明，生物素结合纳米粒子可以通过与癌细胞表面过表达的生物素受体相互作用，改善紫杉醇向癌细胞的选择性递送。Shenoy 和 Amiji 还利用溶剂置换法制备了载他莫昔芬的 PEO-PCL 纳米粒子。使用普卢兰尼克表面活性剂 (F-68 和 F-108) 增加了颗粒的稳定性，并实现了优先肿瘤靶向和循环药物储存器。
七、 PCL 在医疗器械中的应用
7.1. 缝合线
在过去的四十年中，已经发表了多项关于脂肪族聚酯缝合线生物相容性的研究。市售缝合线的材料成分包括 PGA（DexonTM）、PLLGA 10/90（Vicryl®）、聚（乙醇酸三亚甲基碳酸酯）67.5/32.5（Maxon®）和聚二氧化酮（PDS）。就缝合线材料而言，DexonTM 和 Vicryl®（单核细胞、多形核白细胞和淋巴细胞、组织细胞和多核巨细胞）的炎症反应比 Maxon® 和 PDS（单核巨噬细胞、少量中性粒细胞、多核巨细胞、有组织的胶原囊）更明显。
PCL 与乙醇酸的嵌段共聚物与纯聚乙醇酸相比硬度较低，Ethicon, Inc.（新泽西州萨默维尔）以 Monacryl® 为商品名，将其作为单丝缝合线出售。
7.2. 伤口敷料
20 世纪 80 年代初期，Pitt 是可吸收聚合物（包括 PCL）特性描述和应用方面的先驱。Pitt 及其同事开展了多项研究，包括体外和体内降解研究。后来的研究涉及 PCL 微球的皮下递送 l-美沙酮。从那时起，PCL 就被用作敷料皮肤伤口的超薄膜，也被用作化学防腐剂氯己定的释放载体。研究人员研究了将 PCL 与聚合物抗菌复合物聚乙烯吡咯烷酮碘混合以提供结垢较少的输尿管生物材料。他们证明了聚合物的降解速率与结垢阻力之间的关系；通过改变聚合物共混物中 PCL 的高分子量与低分子量之比来定制降解。
7.3. 避孕装置
近 1000 万女性使用过皮下避孕植入物，包括 Norplant®、Jadelle® 和 Implanon®，这些植入物的回收手术往往具有创伤性。因此，过去 20 年来，人们在开发可生物降解的基质植入物方面进行了大量的研究，以控制避孕药的释放，从而避免进行装置回收手术。PCL 因其降解缓慢、生物相容性和 FDA 批准而成为这一角色的理想候选材料。研究人员已制备并表征了 PCL 微球，将其作为可注射植入物系统，用于控制避孕类固醇的输送。
研究人员开发了一种 2 年避孕装置，该装置由填充有左炔诺孕酮粉末的 PCL/Pluronic F68 化合物组成，已获得国家食品药品监督管理局批准在中国进行 II 期人体临床试验。使用大鼠和狗进行的临床前研究表明，该装置中左炔诺孕酮的释放动力学良好，且无不良反应。植入物取出 2 年后，植入物物理稳定，聚合物的分子量从 66,000 降至 15,000 Da。最近，研究人员开发了多组分生物材料，该材料由水凝胶基质（由乙二醇二甲基丙烯酸酯交联的 2-羟乙基甲基丙烯酸酯）和分散在其中的含左炔诺孕酮的 PCL 微球组成。由于结合了几种释放机制，可以定制封装药物的释放，因此这种组件很有前景，潜在的应用包括设计具有长期活性的可植入装置，以满足避孕和激素替代治疗的需要。
7.4. 固定装置
研究人员使用 l- 和 d-PLA 挤压针减少狗的下颌骨骨折，并证实两种聚合物的炎症反应最小。研究人员报告了使用 PLA 缝合材料进行骨结扎减少猴子下颌骨骨折的数据。动物在 2 至 12 周内被处死。在 12 周时，骨愈合的早期特征出现，缝合线被细胞结缔组织浸润，包括成纤维细胞、内皮细胞、单核吞噬细胞和巨细胞。缝合线逐渐被新的胶原蛋白和血管结缔组织带取代。组织反应仅限于缝合线周围区域。在目前的文献中，将纯 PCL 用于骨科应用的研究很少。一项研究涉及用玻璃纤维和不锈钢增强的 PCL 固定兔肱骨截骨术，结果表明，尽管 PCL 引起的应力屏蔽小于不锈钢，但由于高畸形愈合率，PCL 的机械强度不足以用于承重应用。然而，应该注意的是，有几项研究利用了 PCL 的积极特性，并将其与其他材料混合，产生了优越的共聚物和复合材料，这些共聚物和复合材料可能具有理想的特性，可用于需要更有弹性材料的机械挑战性应用。
在过去十年中，Rudd 及其同事研究了 PCL 作为可吸收复合植入物的应用，旨在修复颅面。PCL 是原位聚合的，并用几种不同的纤维增强，包括针织 Vicryl 网、磷酸盐玻璃纤维和磷酸钠和磷酸钙玻璃纤维。该研究还包括几项细胞生物相容性研究。
7.5. 牙科
近 100 年来，根管系统中广泛使用的填充材料一直是牙胶。最佳根管填充材料应提供可预测的密封，抑制或杀死残留细菌，防止再次污染并促进根尖愈合。“密封”的形成可能很复杂，最终结果通常被认为是可疑的。研究人员在开发一种新型 PCL/磷酸盐玻璃复合材料，可用作根管填充物，并能够释放离子物种，以便在水性环境中实现可预测的密封。生产了不同成分的 PCL-磷酸铁玻璃复合材料并将其输送到离体根管模型中。在拔出的人类牙齿中制备标准化根管。检查牙齿的根管填充适应性和沉淀物形成 (SEM)、离子释放 (Na+、Ca2+、PO4 3−、P2O7 4−、P3O9 3− 和 P5O105−) 和密封能力。实验以用当代牙胶和传统氧化锌/丁香油密封剂填塞的牙齿为对照。PCL 复合材料的适应性在统计上明显优于对照组。在一些样本中观察到沉淀物的形成，但所有样本都释放出各种离子，与氧化铁浓度成反比。与未浸泡的样本或对照 GP 组相比，实验材料在盐水中浸泡 7 天后渗漏明显减少。PCL-磷酸盐玻璃复合材料显示出良好的根管填充材料潜力，能够在没有密封剂的情况下在水环境中产生密封。
PCL 用作热塑性合成聚合物基根管填充材料，最近作为复合材料 ResilonTM 的一部分引入市场，该复合材料还含有生物活性玻璃、氯氧化铋和硫酸钡。这种材料取代了牙胶锥，可用于 Resilon®/Epiphany 系统。据制造商介绍，ResilonTM 中的 PCL 聚合物为材料提供了热塑性特性，使其能够应用于依赖热塑性的技术。据研究人员称，ResilonTM 的熔点与牙胶相同（60 ℃）。
传统上，骨缺损的增强是使用同种异体移植、异种移植、自体骨和合成生物材料进行的，其中自体骨移植被视为黄金标准。研究人员提出了一种合适的三维 PCL 支架，可用于下颌骨增强目的。在一项针对狗的临床研究中，研究人员使用 PCL 和 20% TCP 支架与富含血小板的血浆结合再生了下颌骨的临界尺寸缺损。研究人员报道了首例成功的临床病例，即在一名 71 岁的女性患者身上，使用 3D PCL 支架结合富含血小板的血浆和 rhBMP2对骨质疏松症患者进行前下颌骨重建。细菌感染导致两颗牙种植体发生种植体周围炎，导致前下颌骨严重破坏。在抗生素预防下移除两颗种植体，并植入专门为此临床病例准备的含有富含血小板的血浆和 rhBMP2（1.2 毫克）的 PCL 支架。伤口愈合无并发症后，放射学对照显示术后 6 个月前下颌骨新生骨。在第三次手术中植入牙种植体。对新生骨以及边界局部骨进行骨活检并进行组织学检查。骨样本完全相同，并呈现活体层骨，证明手术成功。
八、 PCL 在组织工程中的应用
组织工程可以定义为：“一个跨学科领域，应用工程和生命科学的原理来开发恢复、维持或改善组织功能或整个器官的生物替代品”。组织工程曾被归类为“生物材料”的一个子领域，但随着范围和重要性的不断扩大，现在可以将其视为一个独立的领域。它结合使用细胞、工程和材料方法以及合适的生化和物理化学因素来改善或替代生物功能。组织工程与修复或替换部分或整个组织（例如骨骼、软骨、血管和膀胱）的应用密切相关。通常，所涉及的组织需要某些机械和结构特性才能正常运作。该术语也适用于使用人工创建的支持系统（例如人工胰腺或生物人工肝脏）内的细胞来执行特定生化功能的努力。
组织工程的强大发展产生了一套新颖的组织替代部件和实施策略。生物材料、干细胞、生长和分化因子以及仿生环境方面的科学进步为在实验室中通过工程化细胞外基质（“支架”）、细胞和生物活性分子的组合制造组织创造了独特的机会。图 7 显示了这种方法的示意图，其中显示了细胞和生物分子与支架的组合。支架必须能够支持细胞在体外附着、增殖和分化，然后可以移植到体内。组织工程目前面临的主要挑战之一是需要更复杂的功能，以及用于移植的实验室培养组织的功能和生物力学稳定性。组织工程的持续成功以及最终开发出真正的人体替代部件，将源于组织、基质、生长因子、干细胞和发育生物学以及材料科学和生物信息学的工程和基础研究进展的融合。
图 7. 基于支架的组织工程旨在通过将细胞和/或生物分子纳入 3D 支架系统来促进组织的修复和/或再生，该系统可在体外培养条件下维持直至植入。
有各种各样的制造技术可用于创建组织工程支架，但必须特别注意支架规格并了解影响材料成分和设计标准的因素之间的相互作用。任何可植入聚合物支架材料的理想特征是聚合物降解与由细胞产生的天然组织替换同步。图 8 给出了这种复杂相互作用的图形说明，显示了可吸收支架的分子量损失，以及这与质量损失以及植入前体外组织生长的关系。支架的降解和吸收动力学旨在允许接种细胞在静态和动态细胞接种阶段（第 1-12 周）增殖并分泌自己的细胞外基质，同时支架逐渐吸收，为细胞增殖和新组织生长留下足够的空间。3D 支架的物理支撑一直保持到工程组织具有足够的机械完整性来支撑自身。
图 8. 3D 支架的分子量损失和质量损失的复杂相互依赖关系的图形说明，与骨移植组织工程的时间框架相对应。生物可吸收支架的制造 (a)。将成骨细胞群接种到静态培养（培养皿）中的支架中（b）。未成熟组织在动态环境中的生长（旋转瓶）（c）。成熟组织在生理环境中的生长（生物反应器）。外科移植（e）。组织工程移植同化/重塑（f）。
支架候选材料应具有以下特性：（i）三维和高度多孔的结构，具有相互连通的孔隙网络，用于细胞生长和营养物质和代谢废物的流动运输；（ii）生物相容性和生物可吸收性，具有可控的降解和吸收率，以匹配体外和/或体内细胞/组织生长；（iii）适合细胞附着、增殖和分化的表面化学性质和（iv）机械性能与植入部位的组织相匹配 [118]。此外，骨科场景的苛刻要求需要一定程度的初始机械支撑，因此，仅靠聚合物装置是不够的，必须与细胞、生长因子和适当环境等其他成分相结合[56]。因此，支架的降解特性对于生物材料的选择和设计至关重要，而且对于组织工程结构的长期成功也至关重要。组织工程支架已成为研究关注的一大焦点，可以以多种方式制造，而非常适合支架制造的生物材料是 PCL。PCL 是一种用途极为广泛的生物可吸收聚合物，凭借其优越的流变性能，几乎任何聚合物加工技术都可以使用它来生产大量支架。图 9 总结了广泛使用 PCL 的主要支架制造技术，并将在下一节中详细讨论。
图 9. 快照：用于组织工程的聚合物支架。PCL 支架的制造路线。
8.1. 组织工程应用的支架制造
许多制造技术已被用于将 PCL 加工成具有高孔隙率和表面积的 3D 聚合物支架。从支架设计和功能的角度来看，每种加工方法都有其相对的优缺点。本节旨在为读者提供制造方法的概述，绝不是一份详尽的清单，而是旨在全面讨论与 PCL 支架制造最相关的技术。下面介绍目前使用的支架制造技术的主要原理、特点和工艺参数。
8.1.1. 传统技术
8.1.1.1. 致孔剂浸出
致孔剂浸出包括将模板（颗粒等）分散在聚合物或单体溶液中，凝胶化或固定结构，然后去除模板以形成多孔支架（图 7a）。实现此类支架的具体方法有很多，致孔剂浸出是一种制造细胞侵入性支架的廉价技术。基于致孔剂浸出的支架制造方法能够从多种材料中生产具有局部多孔内部结构的结构。局部孔隙是通常由直径小于 300 m 的小支柱和板或球形和管状腔体定义的空隙。高度互连的空隙是组织工程构造的理想选择，其中局部孔隙在支架微结构的局部区域内互连。
致孔剂浸出也能产生具有特定形状的空腔，而乳液中的溶剂扩散能产生定向孔结构。尽管这些方法产生的互连孔可能构成整个支架的连续管道，但孔连通性并不是先前整体设计的有意结果。相反，连通性是受聚合物加工参数影响的可变局部空隙互连的随机产物。这种随机连接可能无法在体外为细胞分布提供最佳支架渗透性，也无法在体内为血管组织生长提供最佳支架渗透性。
8.1.1.2. 使用相分离方法生产的支架
几十年来，相分离一直用于生产中空纤维膜和其他聚合物膜结构。特别是热诱导相分离 (TIPS) 已经为组织工程生产了一系列支架（图 9b）。支架的形态性质是可变的，并且由于构造的自组装性质，可以与致孔剂浸出相结合以在支架内产生宏观结构。相分离支架还可以模制成各种形状和尺寸，从而证明适用于许多组织工程构造。生产支架的 TIPS 技术基于当温度降低或聚合物从溶液中冻结时聚合物溶解度的降低。这两种类型的 TIPS 分别称为液-液相分离和固-液相分离。
8.1.1.3. 液-液相分离
支架制造依赖于聚合物溶液在冷却后控制相分离成高浓度和低浓度区域。高浓度区域凝固（通过结晶或凝胶化），而低浓度聚合物形成孔隙，最终为穿透细胞提供空间。二元相图用于确定 TIPS 的聚合物/溶剂关系，通过显示相边界作为温度和成分的函数。此类图提供了在冷却至临界溶液温度以下时液液分离类型的信息，并产生了三种不同的形态。当冷却低聚合物浓度的溶液时，富聚合物相的成核和生长占主导地位，而冷却高聚合物浓度通常会导致凝胶化，随后是聚合物贫乏区域的成核和生长。聚合物贫乏相的成核和生长会产生非细胞侵袭性材料，而聚合物富集相的成核和生长会产生不具备细胞侵袭性支架所需的结构完整性（或孔隙互连性）的材料。
双连续相对于组织工程构造至关重要，因为机械完整性和适合细胞侵袭的互连孔隙率都是可能的。导致这种双连续相的液-液分层机制称为调幅分解。如果冷却速度足够快，通过亚稳态成核区域的额外淬火路径仍可能导致旋节线分解，因为形成成核衍生结构需要时间。一旦相分离系统稳定下来，通常通过真空升华去除溶剂并获得支架。液相分离和淬火速率、聚合物相的结晶度和玻璃化以及溶剂的结晶等因素的组合都会影响最终的形态。
8.1.1.4. 固液相分离
如果在液液分离之前发生冷冻，则聚合物可能会被排出到溶剂晶体的边界。聚合物溶液分为两个相，即富聚合物相和贫聚合物相。除去溶剂后，富聚合物相凝固。单轴冷冻是一种制造具有定向孔的支架的廉价工艺，这种支架在需要引导再生的应用中是理想的，例如脊髓损伤支架和视网膜移植片。获得的支架形态反映了溶剂晶体结构，因此晶体生长很重要。因此，冷冻速率极大地影响了支架的最终形态。
8.1.1.5. 聚合诱导相分离
某些单体溶液在过量溶剂中聚合时会发生液液相分离，这是由于生长的聚合物自由基的不溶性增加。与 TIPS 不同，此类系统不依赖温度变化来诱导相分离，而是需要增长的聚合物自由基从原始溶剂中提取剩余的单体。当两个液相分离成双连续系统时，在优化工艺参数的情况下，富聚合物相中的增长自由基可导致凝胶化。
聚合诱导相分离支架在形成后，浸入过量的水中以交换非水溶剂或去除任何剩余的单体或引发剂。不需要通过冷冻然后升华去除溶剂。此类系统还具有与其配方相关的相分离边界，其中支架的形态性质可以是大孔和细胞侵入性的，或者由溶剂成核和生长机制产生，具体取决于聚合条件。
8.1.1.6 超临界流体方法
可生物降解聚合物的气体发泡最初在 20 世纪 80 年代的生物医学领域用于药物输送。这是一种支架制造技术，通过在聚合物内产生气泡，可以无溶剂地形成多孔材料。使用超临界流体技术（通常为 CO2）可以用气体对模制聚合物加压，直到聚合物饱和。压力释放会导致材料内气泡的成核和生长。这些气泡可达 100 米；然而，细胞侵入结构需要互连性，而且互连性并不总是能达到很高的水平。
超临界 CO2 有可能成为一种极好的环境，可以在其中形成控释聚合物和干复合材料。流体中的低温和干燥条件在处理水、溶剂或热不稳定分子方面具有明显的优势。超临界 CO2 的低粘度和高扩散性为聚合物药物复合材料提供了新的加工路线，但仍存在技术挑战需要克服，Howdle 及其同事已对这些挑战进行了审查，以制备药物分散在整个聚合物相中的支架。在过去 30 年中，该技术越来越多地用于生产有价值的生物材料化合物，包括生物分子，例如蛋白质或 DNA，也可以与颗粒浸出相结合，以改善孔隙之间的互连性。
8.1.2. 纺织技术
可以使用为纺织工业开发的方法来生产细胞侵入性纤维基支架，但其结构专门设计用于组织工程应用。组织工程纺织品具有相对较高的表面积，其“增值”应用对于较老的成熟行业来说是一个优势。纺织品通常形成薄网状，因此具有高渗透性，使必要的营养物质能够到达接种的细胞。最近，静电纺丝引起了人们的极大兴趣，用于设计和制造具有纳米和亚微米直径纤维的支架。大多数这些研究都使用了 PCL，因此，下一节将对其进行详细描述。
8.1.2.1. 经典无纺布
传统的无纺布制造方法基于通过将聚合物熔体或聚合物溶液挤出喷丝头来生产连续微米直径的纤维。然后将所得纤维机械地拉到卷绕机或一系列卷绕机上，并收集到卷轴上。纤维直径由挤出速率和卷绕机的速度决定，恒定的拉伸速率对于获得均匀直径的连续纤维至关重要。挤出也会影响聚合物的结晶度，从而影响机械强度和降解行为。聚合物溶液也被拉到卷绕机上，但是，纤维必须通过含有非溶剂的凝固浴才能使聚合物沉淀。然后将收集的纤维切成段，加工并压缩成最终的支架形状。
Langer 和 Vacanti 在他们最初的骨和软骨组织工程工作中使用了这种由 PGA 制成的支架。此后，世界各地的许多团体都遵循了这种路线，在他们的实验装置中使用了这种无纺布。即使付出了大量的研究努力，到目前为止，只有 Wagner、Schmelzeisen 和同事成功地使用无纺布 PLGA 来组织工程骨芯片，这些芯片已应用于低负荷区域的骨移植。
定向挤压纤维束对神经组织工程特别有意义。在这种情况下，纤维被切成段，但不会被吹成随机方向。众所周知，纤维的形状对引导再生轴突有很大的影响。在平坦的表面上，在没有化学或表面结合梯度的情况下，神经突会沿随机方向生长。然而，当纤维直径达到约 250 nm 以下时，轴突的引导有利于沿纤维长度。由于这种效应，定向非织造纤维束可能是神经组织工程的有前途的支架。研究人员生产了多丝双层针织、纤维蛋白覆盖的 PCL 支架，可能用作主动脉瓣膜。在测试中，它表现出良好的耐久性、适当的打开，并且在关闭时显示出接合，但与测试的猪瓣膜相比具有更高的相关泄漏。该瓣膜如图 2(g)-(i) 所示。
8.1.2.2. 静电纺丝纳米纤维
静电纺丝是一种相对便宜的制造技术，用于从聚合物溶液或熔体中生产亚微米和微米直径的纤维（图 9c 和 d）。尽管该工艺自 20 世纪 30 年代就已为人所知，但它在商品行业中仍处于相对发展的起步阶段，最近在组织工程领域引起了极大的兴趣。静电纺丝作为一种支架制造技术引起了极大的兴趣，因为所得纤维直径在细胞外基质 (ECM) 微结构的尺寸范围内（亚微米到纳米），特别是高阶胶原微纤维。由于纵横比（长度/直径）非常高，静电纺丝纤维的灵活性也很有用，允许种子细胞重塑其周围环境。在这种情况下，尺度的大小很重要；与微纤维中常见的许多细胞粘附在一根纤维上不同，一个细胞可以粘附在多根静电纺丝纳米纤维上。大量的研究论文集中于不同的天然和合成聚合物，但迄今为止，PCL 是静电纺丝文献中最常用的聚合物。8.2-8.8 节将讨论静电纺丝制成的 PCL 支架在各种组织工程应用中的具体应用。
8.1.3. 固体自由成型制造
固体自由成型制造 (SFF) 和快速成型 (RP) 已用于制造形状复杂的组织工程结构。与涉及不断去除材料的传统加工不同，SFF 能够通过选择性地逐层添加材料来构建支架，如计算机程序所指定（图 9f-j））。每一层都代表特定级别的计算机辅助设计 (CAD) 模型横截面的形状。如今，SFF 被视为一种极具潜力的制造技术，可用于生成支架技术平台。此外，SFF 技术提供的潜在优势之一是，由于其采用计算机控制的制造工艺，能够在整个基质中创建具有高度可重复的结构和成分变化的零件。
8.1.3.1. 基于激光和紫外线光源的系统
8.1.3.1.1. 立体光刻
立体光刻设备 (SLA)（图 9g）通常被认为是 RP 行业的先驱，其首个商用系统由 3D Systems Inc. 于 1988 年推出。立体光刻基于使用聚焦的紫外线 (UV) 激光，该激光在光聚合材料液体浴的顶部进行矢量扫描。紫外线激光使液体浴在激光束照射到液体浴表面的地方发生聚合，从而在表面及其正下方形成第一个固体塑料层。然后将固体层放入液体浴中，并重复激光产生的聚合过程以生成下一层，依此类推，直到获得形成所需支架结构的多个叠加层。每种情况下，最近创建的层总是被降低到略低于液体浴表面的位置，以便创建下一层。一旦支架完成，平台就会从桶中升起，多余的树脂会被排出。然后将支架从平台上移除，洗去多余的树脂，然后放入紫外线炉中进行最终固化。
对于工业应用，光聚合物树脂是简单的低分子量单体的混合物，当被特定波长范围内的辐射能激活时，它们能够发生链式反应形成固体长链聚合物。SLA 设备使用的商业材料是环氧基或丙烯酸酯基树脂，可提供坚固、耐用和精确的零件/模型。然而，由于缺乏生物相容性和生物降解性，这种材料不能用作支架材料。因此，光聚合生物材料的选择有限是使用 SLA 技术设计和制造用于组织工程应用的支架的主要限制因素。然而，生物相容性的丙烯酸、酸酐和聚环氧乙烷基聚合物可能会在未来的研究中得到探索，因为它们已经处于研究或临床阶段，通常作为可固化的生物粘合剂或可注射材料。激光强度或移动速度的变化可用于改变层内的交联或聚合物密度，从而可以在支架内的不同位置改变材料的性质。这将允许制造所谓的双相或三相基质系统。微立体光刻被认为为生产具有微米分辨率的 3D 聚合物结构提供了巨大的潜力。
8.1.3.1.2. 选择性激光烧结
选择性激光烧结 (SLS)（图 9h）也使用聚焦激光束，但烧结的是松散压实粉末的区域。在这种方法中，用滚筒机构将薄薄的一层粉末均匀地铺在平坦的表面上。然后用高功率激光束对粉末进行光栅扫描。被激光束击中的粉末材料被熔化，而粉末的其他区域保持分离状态。逐层沉积粉末并进行光栅扫描，一层叠一层，直到整个部件完成。每一层都烧结得足够深，可以将其粘合到前一层。然而，SLS 对支架制造提出了重大的材料限制，目前主要用于制造用于骨工程的磷酸钙基支架。SLS 的缺点是，由于需要局部加热粉末层来烧结，因此很难掺入敏感的生物分子。
如图 2j-o 所示，我们开发了一种新型 3D 支架，该支架具有由多个四面体单元组成的分支和连接流道网络，可作为可植入的肝组织替代品。PCL 和 80% (w/w) NaCl 盐颗粒作为致孔剂，在选择性激光烧结工艺中应用，以获得具有高 (89%) 孔隙率、100-200 m 孔径和 3D 流道的支架。细胞生物相容性研究显示使用 Hep G2 细胞可获得有希望的结果，并计划通过不同的通道尺寸和与人类肝细胞祖细胞的结合进一步优化支架。
8.1.3.1.3. 固体固化 (SGC)
除了传统的基于激光的 SLA 工艺外，使用数字掩模生成器（例如液晶显示器或数字镜像设备，DMD）的替代工艺已成功用于构建聚合物和陶瓷结构。在快速原型制作文献中，此过程也称为固体固化 (SGC)。与传统的基于 UV 激光的 SLA 机器相比，DMD 系统明显更便宜，因此在材料修改方面更具通用性。同时，DMD 机器可以一次曝光整个层，而基于激光的系统必须按顺序扫描物体的轮廓。DMD 系统基于数字微镜设备。通过将位图投影到感光树脂上，可以选择性地固化液态树脂。从理论上讲，DMD 系统可用于制造具有高分辨率和几何复杂性的支架。然而，前提条件是要有光固化的生物相容性和生物可吸收性聚合物材料。
Khetani 和 Bhatia 描述了一种光图案化技术的开发，该技术允许对活哺乳动物细胞进行局部光封装以控制组织结构。使用人类肝癌细胞系 HepG2 细胞表征细胞活力。该方法的实用性通过对含有活细胞的各种单层结构、单个“混合”水凝胶层中的多个细胞域图案和多层中的多种细胞类型图案进行光图案化来证明。作者观察到，在研究的剂量和时间范围内，紫外线照射本身不会导致细胞死亡，而光引发剂 2,2-二甲氧基-2-苯基苯乙酮本身具有剂量依赖性的细胞毒性。此外，紫外线和光引发剂的组合是生物相容性最差的条件，大概是由于有毒自由基的形成。
8.1.3.1.4. 三维打印
三维打印 (3DP) 技术 (图 9f) 由麻省理工学院开发。3DP 用于通过将粘合剂喷墨打印到连续沉积的粉末层的选定区域来创建固体物体。每一层都是通过在粉末床表面上铺一层薄粉末来创建的。粉末床由活塞支撑，活塞在粉末铺展和打印每一层时下降（或者，相反，在打印每一层后，喷墨器和铺展器上升，而床保持静止）。每一层的指令直接来自组件的 CAD表示。通过计算所需平面与对象的 CAD 表示之间的相交面积来获得要打印的区域。将各个切片段或层连接起来以形成三维结构。未结合的粉末在构建支架时支撑组件的暂时未连接部分，但在打印完成后被移除。
溶剂干燥速率是 3DP 生产支架的重要变量。溶剂干燥过快往往会导致打印部件翘曲。通过选择低蒸气压的溶剂，可以消除大部分（如果不是全部）翘曲。因此，通过打印氯仿制备的 PCL 部件几乎无法检测到翘曲量，而用 DCM 制成的大型部件则表现出明显的翘曲。研究发现，结合使用溶剂通常有利于实现最小的翘曲和生物材料颗粒之间的充分粘合。因此，可以将少量的腐蚀性溶剂与蒸气压较低的溶剂混合。粘合剂在粉末床中干燥后，可以取回成品部件，并去除未粘合的粉末以进行后处理（如果需要）。
3DP 工艺能够克服某些 SFF 技术在制造某些设计（例如悬垂结构）方面的局限性。解决方案在于粉末的分层。随着粉末层的铺展，总会有一个粉末支撑平台用于打印和粘合。因此，只要将部件连接在一起，生产悬垂结构并不困难。然而，粉末支撑和粉末填充结构的一个缺点是，如果部件设计为多孔结构，例如用于组织工程应用的支架，则开放的孔隙必须允许去除内部未结合的粉末。表面粗糙度和粉末材料的聚集也会影响去除滞留材料的效率。打印机的分辨率受到喷嘴尺寸规格和定义打印头运动的位置控制器的位置控制的限制。另一个因素是所用粉末的颗粒大小，这同时决定了层厚度。根据打印机的不同，可以实现 100 到 400 m 之间的层厚度。使用粉末材料的多功能性既是 3DP 工艺的优势，也是制约因素。大多数可用的生物材料都不是粉末形式，需要特殊的加工条件才能获得满足 3DP 要求的粉末。尽管存在上述限制，但十多年来，几个组织工程小组一直在探索 3DP，麻省理工学院的一家衍生公司（美国马萨诸塞州 Therics Inc.）已经将 3DP 制成的支架商业化。
最近，几个研究小组通过对办公室喷墨打印机进行简单改造，成功打印出细胞和水凝胶，这证明了有朝一日他们能够在完全自动化的系统中构建组织工程结构。
8.1.3.2. 基于挤出/直接书写的系统
许多研究小组已经开发出 SFF 机器，可以挤出线/细丝和/或在 3D 中绘制点（带或不带细胞）。这些系统旨在利用各种聚合物热熔胶以及糊剂/浆料（即聚合物和反应性低聚物的溶液和分散液）。FDM、3D 绘图、多相喷射固化和精密挤出制造等技术都采用分层方式挤出材料来构建支架。根据机器的类型，可以使用各种生物材料来制造支架。
8.1.3.2.1. 熔融沉积建模
传统的熔融沉积建模 (FDM) 机器（图 9i）由连接到在水平 x-y 平面上移动的托架上的头部加热液化器组成。液化器的功能是加热长丝材料并将其泵入喷嘴，按照基于 CAD 模型和切片参数的编程路径制造支架。一旦构建了一层，平台就会沿 z 方向向下移动一步以沉积下一层。零件是逐层制造的，层厚度与所选喷嘴直径成比例变化。FDM 仅限于使用具有良好熔融粘度特性的热塑性材料；在制造过程中，细胞或其他热敏生物制剂不能封装到支架基质中。
研究人员已经制造了高度功能化的聚合物三维结构，其特征是纳米和微纤维，可用作细胞外基质类支架。采用直接聚合物熔融沉积 (DPMD) 和静电纺丝方法的混合工艺一起获得了该结构。如图 10 所示。支架的每个微纤维层均采用 DPMD 工艺构建，根据计算机辅助设计建模数据，考虑了一些结构点，例如孔径、孔连通性和纤维直径。在三维结构的各层之间，PCL/胶原纳米纤维基质通过静电纺丝工艺沉积。为了评估制造的支架，将软骨细胞接种并培养在开发的支架内 10 天，并监测细胞粘附和增殖水平。结果表明，使用所提出的混合工艺制造的具有纳米纤维基质的聚合物支架为细胞粘附和增殖提供了有利条件。这些条件可以归因于支架表面纳米形貌、使用功能性生物复合材料的化学成分以及结构内表面扩大以利于细胞附着和生长，从而提高了支架的细胞相容性。
图 10. 直接聚合物熔融沉积工艺示意图。该工艺具有可控参数，包括控制喷嘴直径、加工温度、施加的气压和喷嘴的移动速度 (a)。静电纺丝工艺，其中一滴聚合物溶液从微喷嘴喷出并以纳米纤维基质的形状扩散到接地的基底上 (b)。开发的混合工艺。可以通过连续 DPMD 和静电纺丝的组合工艺构建包含微纤维和纳米纤维基质的混合支架 (c)。整体 3D 木桩结构，尺寸为 9 毫米 × 9 毫米 × 3.5 毫米 (d)。由微纤维和静电纺丝纳米纤维基质组成的混合基本单元层 (e)。放大图像 (f 和 g)。为预测试实验准备的微纤维：长度约 10 毫米、直径约 0.4 毫米的微纤维 (h)。三种不同类型微纤维的示意图：仅微纤维、表面改性微纤维与 PCL 纳米纤维和 PCL/胶原蛋白混合纳米纤维 (i)、涂有 PCL/胶原蛋白纳米纤维的微纤维的 SEM 图像 (j) 和沉积在微纤维表面的 PCL/胶原蛋白纳米纤维的放大图像 (k)。
德雷塞尔大学开发并测试了 FDM 工艺的一种变体，即所谓的“精密挤出沉积”(PED) 系统。PED 与传统 FDM 之间的主要区别在于，支架材料可以直接沉积而无需准备细丝。颗粒形成的 PCL 通过由两个加热带和各自的热电偶提供的液化温度进行熔化，然后通过旋转精密螺钉产生的压力挤出。
使用挤出系统与热塑性聚合物相结合的设计限制包括支架的孔开口在三个维度上不一致。面向 z 方向的孔开口是在材料支柱/杆的交叉之间形成的，由用户定义的参数设置决定。但是，对于面向 x 和 y 方向的孔开口，这些开口是由材料层堆叠产生的空隙形成的，因此它们的尺寸受限于杆/支柱的厚度（直径）。因此，具有单个挤出头/液化器的系统不会在所有三个轴上表现出孔形态的变化。通过将一个支柱/杆直接挤压到彼此之上，存在设计可变性。
8.1.3.2.2. 直接写入
在材料科学文献中，使用了另一个基于挤出的系统术语，即“直接写入技术”（图 9j）。直接书写所采用的技术与支架制造以外的许多其他领域相关，例如能够精确控制少量液体。涉及含有 PCL 的胶体墨水的直接书写技术可分为两种方法：基于液滴的直接喷墨打印、热熔打印和连续（或丝状）技术。
8.1.4. PCL 的表面改性
表面改性的目的是保留材料的关键本体特性，同时改性表面以提高生物相容性。通常，改性可以是化学的也可以是物理的，可以改变现有表面上的化合物或分子，也可以通过在现有表面上涂覆不同的材料来实现。
为了使 PCL 功能化以进行生物共轭，研究人员利用化学气相沉积 (CVD) 聚合技术来改性材料表面。将聚[(4-氨基-对二甲苯)-共-(对二甲苯)](PPX-NH2) 沉积在惰性 PCL 表面上，在基材表面形成活性胺层。通过 CVD 处理的 PCL 表面上的细胞连续增殖并具有高存活率来评估 PPX-NH2 的生物相容性。将生物素结合在改性 PCL 表面上以固定亲和素，从而结合生物素化的腺病毒。扫描电子显微镜 (SEM) 检查表明腺病毒均匀结合在 2D 薄膜和 3D 支架上，这表明 CVD 能够修饰具有不同几何形状的各种基材。使用蜡掩蔽技术，可以控制生物素结合以将亲和素固定在特定位点上。由于病毒在 CVD 修饰表面上的结合特异性，细胞转导被限制在生物材料上固定病毒的模式，通过这种方式，转导细胞和非转导细胞在具有不同界面的不同区域进行控制。由于 CVD在不同的层次上起作用，这种表面改性应该能够针对不同的应用定制生物结合。
研究人员使用金纳米棒嵌入聚合物纳米粒子合成生物相容性光热剂，这些纳米粒子是使用纳米沉淀法合成的。通过种子介导生长法合成了对近红外光热效应敏感的均匀金纳米棒。PCL 二醇的羟基通过与巯基丙酸酯化而改性，得到 PCL 二硫醇作为相转移和封端剂。随后，十六烷基三甲基溴化铵被 PCL 二硫醇交换和/或去除。PCL 二硫醇包覆的金纳米棒进一步包裹在亲水聚合物 Pluronic F127 中作为稳定剂。这些新配制的金纳米棒在水中表现出优异的稳定性，在近红外区具有最大吸光度，表明表面等离子体共振效应非常有效，这种现象对光热剂很有用。
研究人员还研究了 NaOH 处理的 PCL 薄膜，通过支持原代血管细胞和源自内皮祖细胞的内皮样 EC2 细胞的培养，将其用于血管组织工程。所得结果表明，接种在 NaOH 处理的 PCL 薄膜上的 EC2 可提高基础 NO 水平，并且比静脉内皮细胞对 VEGF、缓激肽和凝血酶等生理刺激的反应更快、更强烈。这可能表明 EC2 细胞在这些聚合物上接种时能够更好地维持其内皮功能，并强化了这样一种观点：源自血液祖细胞的内皮样 EC2 细胞是使血管移植物功能化的内皮细胞的充足来源。此外，NaOH 处理的 PCL 薄膜可被视为一种有前途的细胞 NO 生成诱导生物材料，可用于血管组织工程应用。
PCL 经过表面改性，表面具有一层类骨磷灰石层，可作为组织工程应用的支架。用 NaOH 水溶液处理 PCL 表面，在表面引入羧酸盐基团，随后浸入 CaCl2 和 K2HPO4·3H2O 水溶液中，在表面沉积磷灰石核。在离子浓度与人体血浆浓度大致相同的模拟体液中孵育 24 小时后，表面改性材料成功形成了致密均匀的类骨表面磷灰石层。研究人员也使用类似技术生产了纳米纤维类骨磷灰石覆盖的 PCL。观察到矿化 PCL 纳米纤维的表面几乎完全被纳米晶体磷灰石覆盖，并且通过矿化，纳米纤维基质的润湿性大大提高。小鼠来源的成骨细胞在磷灰石矿化的纳米纤维基质上附着并活跃生长。尤其是，与未矿化的纯 PCL 纳米纤维基质相比，矿化的 PCL 纳米纤维基质显著刺激了骨相关基因的表达，包括 Runx2、I 型胶原蛋白、碱性磷酸酶和骨钙素。
含有 Arg-Gly-Asp (RGD) 附着位点的蛋白质与作为其受体的整合素一起构成了细胞粘附于表面的主要识别系统。RGD 序列是大量粘附性 ECM、血液和细胞表面蛋白的细胞附着位点，各种研究小组已经研究了将该序列固定在潜在植入物/支架上。研究人员建立了一种将 RGD肽固定在 PCL 薄膜表面的简单方法，显著改善了骨髓基质细胞对这些薄膜的粘附。他们将他们的修改策略扩展到三维 PCL 支架，以研究细胞对改性 RGD-PCL 支架的反应与对未处理支架的反应的比较。结果表明，用 1,6-己二胺处理 3D PCL 支架表面可将氨基功能团均匀地引入多孔 PCL 支架上，然后进行交联反应，RGD 肽成功固定在 PCL 表面。虽然本研究中使用的静态接种方法导致细胞分布不均匀，但 RGD 修饰的 PCL 支架仍显示出支架中 BMSC 附着和细胞分布的改善。更重要的是，整合素介导的信号转导 FAK-PI3K-Akt 通路因 RGD 修饰而显着上调，随后在修饰的支架中发现细胞存活率和生长率增加。研究得出结论，用 RGD 肽修饰 3D PCL 支架可引发特异性细胞反应并改善最终的细胞-生物材料相互作用。
由生物细胞片制成的组织通常缺乏基质线索并且机械强度较差，使用表面改性的超薄双向拉伸 PCL 进行分层组织工程。通过低压等离子体固定将聚丙烯酸移植到 PCL 薄膜表面，从而提供适合血管周围细胞的表面，形成双相细胞片的内侧隔室。随后，将内皮祖细胞选择性 CD34 抗体结合到反面（内膜隔室）上，以选择和锚定内皮祖细胞，从而改善粘附和增殖。使用血管作为模型，然后建立双相培养系统来代表内膜（内皮细胞）和中膜（平滑肌细胞）。当在相应的隔室中培养合适的细胞类型时，各自群体的汇合层彼此明显不同。这些结果表明，使用具有细胞选择性改性的超薄双向拉伸 PCL 薄膜进行分层共培养可以生成分层组织。
研究人员采用同轴静电纺丝将生物活性剂固定到PCL纤维中。明胶通过与N,N-二甲基乙二胺衍生而阳离子化，并用作构建核壳纤维膜的壳材料。PCL形成核壳纤维的核心部分，从而改善纳米纤维水凝胶的机械性能。通过将膜暴露在戊二醛蒸汽中来交联外层。然后研究了FITC标记的牛血清白蛋白（FITC-BSA）或FITC-肝素在纤维上的吸附行为。核壳纤维可以在温和条件下有效固定这两种类型的药剂。此外，血管内皮生长因子可以通过与外CG层中吸附的肝素的特定相互作用方便地浸渍到纤维中。还实现了超过 15 天的生物活性 VEGF 持续释放。
如上所述，存在一系列制造技术来创建组织工程支架，但必须特别注意支架规格并了解影响设计标准的因素之间的巨大相互作用。任何可植入聚合物支架材料的理想特征是聚合物降解与由细胞产生的天然组织替换同步，如前所述并在图 8 中以图形方式说明。在下一节中，将全面讨论已应用 PCL 支架的组织工程领域。
8.2. 骨工程
研究人员正在研究潜在的骨组织支架。他们对在不同收集器旋转速度（0、3000、6000 rpm）下生产的电纺、对齐的 PCL 纳米纤维网进行了机械和形态学研究。他们注意到，随着旋转速度的增加，纤维的排列和拉伸强度会更高，而相反，随着旋转速度的增加，纤维的硬度和杨氏模量会降低。从微观和宏观上看，这些特性归因于纤维的结晶度和更好的排列/更紧密的堆积密度。这项研究强调了研究生产过程的各个参数以获得针对特定应用的优化机械性能的必要性。
研究人员电纺不同取向的 PCL/胶原纳米纤维，以设计功能性肌肉组织，用于修复大型骨骼肌组织缺损。在这些基质上培养人体骨骼肌细胞。与随机取向的纳米纤维相比，单向取向的纳米纤维显著诱导了肌肉细胞排列和肌小管形成。
通过一种新颖的离心方法制造了沿纵向逐渐增加孔径的 PCL 圆柱形支架，以研究孔径对细胞和组织相互作用的影响。该支架是通过离心含有原纤维状 PCL 的圆柱形模具来制造的，然后通过热处理进行原纤维粘合，如图 11 所示。在 3000 rpm 的离心速度下，支架沿圆柱轴的孔径逐渐增加（从 ∼88 到 ∼405 m，孔隙率从 ∼80% 到 ∼94%）。使用不同种类的细胞（软骨细胞、成骨细胞和成纤维细胞）检查支架切片的体外细胞相互作用，并使用兔子模型（颅骨缺损）检查体内组织相互作用，以了解支架孔径。观察到不同种类的细胞和骨组织在支架中具有不同的孔径范围，以实现有效的细胞生长和组织再生。孔径为 380–405 m 的支架切片对软骨细胞和成骨细胞的细胞生长更好，而孔径为 186–200 m 的支架切片对成纤维细胞的生长更好。此外，孔径为 290–310 m 的支架切片显示出更快的新骨与其他孔径相比，这种离心方法更容易形成。通过这种离心方法制备的孔径梯度支架可以被认为是系统研究细胞或组织与具有不同孔径的支架之间相互作用的良好工具。
利用纤维增强复合材料研究了具有良好组织结构和多尺度孔隙率的复合支架，以实现组织工程构造，以重现松质骨等分层复杂组织的中期和长期行为。通过协同使用相转化/颗粒浸出技术和纤维缠绕技术，获得了嵌入多孔 PCL 基质中的 PLLA 纤维支架。孔隙率高达 80%，孔径在 10 至 200 m 之间。在 PBS 中进行体外降解，35 天后支架未发生明显降解，而在 NaOH 溶液中，观察到重量损失呈线性增加，且 PLLA 成分优先降解。细胞接种后，骨髓基质细胞和人类成骨细胞在 3 周时达到稳定水平，5 周时细胞数量几乎相同。人类骨髓基质细胞和小梁成骨细胞在支架上快速增殖长达 3 周，促进骨细胞沿纤维排列定向迁移。结论是，当需要同时具有可调孔隙率、可控降解性和引导细胞-材料相互作用时，新型 PCL/PLLA 复合支架具有良好的前景。
研究人员已对一种生物活性和生物可吸收支架进行了详细描述和研究，该支架由医用级 PCL (mPCL) 制成，并加入了 20% 的 β-磷酸三钙 (mPCL-TCP)，研究人员已进一步开发该支架，用于承重部位的骨再生。使用六头猪评估了大型动物腰椎椎间融合模型中骨向 mPCL-TCP 的生长情况，每头猪均接受两级 (L3/4; L5/6) 前路腰椎椎间融合术，并植入 mPCL-TCP 支架 +0.6 mg rhBMP-2 作为治疗组，而另外四头猪植入自体骨移植，作为对照。CT 扫描和组织学显示，治疗组所有 (100%) 标本早在 3 个月时就完全桥接了缺损。6 个月时观察到骨重建和成熟的组织学证据。对照组在 3 个月时仅观察到部分桥接，6 个月时该组中只有 50% 的节段显示完全缺损桥接。此外，对照组 25% 的节段显示移植物断裂、吸收和假关节的证据。相比之下，治疗组没有观察到移植物断裂、假关节或异物反应的证据。这些结果表明，mPCL-TCP 支架可以作为骨移植替代品，在动态承重环境中提供适合骨再生的环境，例如在猪椎间脊柱融合模型中。
新加坡国立大学基于医用级 PCL 的骨研究在体外和体内均于 2008 年获得临床批准后实现商业化（OsteoporeTM）。
Artlelon® 是一种独特的专利生物材料，由聚己内酯基聚氨酯组成，可作为愈合组织的临时支撑；植入物中约有一半由 PCL 组成。Artelon® 可制成纤维、支架和薄膜，并可用于多种骨科应用和其他治疗领域。水解产生可吸收的 (PCL) 和不可吸收的聚（聚氨酯-脲）部分。降解产物已被证明是安全的和组织相容的，并且不会产生酸性环境。当 PCL 成分中的酯键水解完成后，约 50% 的初始质量仍留在植入部位，剩余材料被纳入周围宿主组织，不会引起任何炎症或异物反应。Artelon® CMC Spacer Arthro 是一种 T 形装置，其中垂直部分将腕掌关节的斜方肌和掌骨分开。
8.3.软骨工程
由于软骨组织本身的愈合潜力有限，由先天畸形或疾病和创伤引起的软骨退化具有重大的临床后果。缺乏血液供应和随后的伤口愈合反应、软骨单独损伤或软骨损伤导致局部软骨细胞修复不完全。全层关节软骨损伤或骨软骨损伤允许正常的炎症反应，但导致纤维软骨形成不良。为了防止骨关节炎等疾病中的进行性关节退化，手术干预通常是唯一的选择。尽管全关节置换术取得了成功，但修复软骨损伤的治疗通常不尽如人意，很少能恢复全部功能或使组织恢复到其天然正常状态。组织工程旨在通过开发具有生物相容性、结构和机械性能良好的支架来解决这一挑战，该支架具有适当的细胞源，可以装载促进细胞分化和/或成熟的生物活性分子。
研究人员开发了一种双相植入物，包括 PCL 和 TGF- 1 负载纤维蛋白胶，以确定植入物在异位植入时是否可以招募间充质细胞并诱导软骨形成过程。将不同剂量的 TGF- 1 负载纤维蛋白胶的 PCL 支架植入皮下、肌肉内和骨膜下，并在术后 2、4 和 6 周进行组织学评估。每组支架的整个孔隙空间都填充了各种组织。装载 TGF- 1 并植入肌肉内和皮下组的支架的整个体积都充满了间充质细胞，周围环绕着丰富的细胞外基质和血管。装载 TGF- 1 并植入骨膜下的支架在 2 周和 4 周时发现富含软骨细胞，6 周时发现未成熟骨形成。研究得出结论，装载 TGF- 1 的支架可以成功招募间充质细胞，并且当该结构植入骨膜下时会发生软骨形成。
纳米纤维材料由于其形态学上与天然细胞外基质相似，已被视为组织工程应用中细胞输送的候选支架。一些研究已经使用静电纺丝技术制造用于软骨组织工程应用的纳米纤维材料。
研究人员评估了三维纳米纤维 PCL 支架维持软骨细胞成熟功能状态的能力。将胎牛软骨细胞 (FBC) 接种到三维可生物降解 PCL 纳米纤维支架上，或作为标准组织培养聚苯乙烯上的单层作为对照基质。基因表达分析表明，接种在纳米纤维支架上并在补充有 ITS+、抗坏血酸和地塞米松的无血清培养基中培养的软骨细胞通过表达软骨特异性细胞外基质基因（包括 II 型和 IX 型胶原蛋白、聚集蛋白聚糖和软骨寡聚基质蛋白）持续维持其软骨细胞表型。具体而言，表明成熟软骨细胞表型的胶原蛋白 IIB 型剪接变体转录本的表达被上调。FBC 在纳米纤维支架上呈现纺锤形或圆形，而组织培养聚苯乙烯上的单层培养物则呈现扁平、均匀分布的形态。从组织学上看，在补充无血清培养基中培养的纳米纤维培养物比单层培养物产生更多的富含硫酸化蛋白聚糖的软骨基质。除了促进表型分化外，纳米纤维支架还支持细胞增殖，当培养物在含血清的培养基中培养时，21 天内细胞生长增加了 21 倍。这些结果表明，FBC 的生物活性主要取决于细胞外支架的结构以及培养基的成分，纳米纤维 PCL 可作为增殖和维持软骨细胞表型的生物学首选支架/基质，因此是软骨组织工程的合适候选支架。
研究人员电纺定向 PCL 支架（纤维直径为 500 或 3000 nm），并在其上接种人类间充质干细胞。根据时间定量测定了纤维支架上的细胞活力、形态和方向。尽管纤维引导的初始细胞取向即使在 5 周后仍能保持，但在软骨形成培养基中培养的细胞增殖并分化为软骨形成谱系，这表明细胞取向受物理线索控制，受可溶性因素的影响最小。根据软骨形成标志物的评估，他们得出结论，使用纳米纤维支架 (500 nm) 可增强软骨形成分化，并表明在可控 PCL 支架上接种 hMSC 可能导致模拟细胞和 ECM 组织的替代方法。
为了评估高负荷部位大型骨软骨缺损的修复潜力，研究人员制作了一个混合支架系统，该系统由 3D 多孔 PCL 支架（用于软骨部分）和磷酸三钙增强 PCL 支架（用于骨部分）组成。在成年新西兰白兔的股骨内侧髁中造成直径 4 mm × 深度 5.5 mm 的骨软骨缺损。缺损用不含细胞的混合支架（对照组）治疗，或通过压配植入在各部分接种同种异体骨髓间充质干细胞 (BMSC)（实验组）。使用 Adeno-LacZ 标记追踪植入的细胞，并在植入后 3 个月和 6 个月对组织进行评估。总体而言，实验组的修复结果优于对照组，包括大体检查、定性和定量组织学以及生物力学评估。通过 BMSC 植入，混合支架为新骨软骨组织的形成提供了足够的支撑，并且骨再生在 3 至 6 个月内始终保持良好，与宿主组织牢固结合。软骨层重铺被认为更为复杂，所有样品在 3 个月时均出现与 PCL 支架丝混合的软骨组织。6 个月后的组织学检查显示，几个样本中存在一些降解现象，而其他样本外观良好；然而，实验组的杨氏模量 (0.72 MPa) 接近正常软骨 (0.81 MPa)。植入细胞在支架中保留 6 周，证明了其体内活力。作者总结说，这项研究表明，植入 BMSC 的 PCL 基混合支架有望成为高负荷部位大型骨软骨缺损的替代治疗方法。
在另一项研究中，研究人员使用猪模型中的 7 毫米全层软骨缺损评估了细胞接种纳米纤维 PCL 支架的软骨修复效果。他们利用同种异体软骨细胞或异种人类间充质干细胞 (MSC)，以无细胞 PCL 支架和空缺损作为对照组。植入六个月后，与其他组相比，MSC 接种结构在缺损中表现出最完整的修复。从宏观上看，MSC 接种结构再生了透明软骨样组织并恢复了光滑的软骨表面，而软骨细胞接种结构主要产生具有不连续浅表软骨轮廓的纤维软骨样组织。在无细胞结构和空缺损中发现了包含纤维软骨或纤维组织的不完全修复。定量组织学评估显示，软骨细胞和 MSC 接种结构的总体得分高于无细胞结构和无植入物组。
机械测试显示，MSC 接种结构产生的再生软骨的最高平衡压缩应力为 1.5 MPa，而软骨细胞接种结构为 1.2 MPa，无细胞结构为 1.0 MPa，无植入物组为 0.2 MPa。没有观察到对同种异体和异种异体再生软骨的免疫反应的证据，这可能与 MSC 的免疫抑制活性有关，这表明同种异体或异种异体移植 MSC 进行细胞治疗的可行性。这项研究的总体总结是，接种 MSC 的可生物降解纳米纤维支架可以有效修复体内软骨缺损，这种方法有望用于软骨修复。
研究人员开发了一种由 PCL 支架和 II 型胶原海绵组成的复合支架，用于组织工程气管。PCL 支架具有表面凹槽，这些凹槽由经交联处理的 II 型胶原填充，形成环状胶原海绵。将兔软骨细胞（每环 3 × 10ʌ6 个细胞）接种到支架的胶原海绵上，然后将细胞支架结构皮下植入裸鼠背部。4 周和 8 周后，收获结构并进行机械性能、组织学和生化分析。结构足够坚固，可以保持其管状形状以抵抗裸鼠背部的外力，8 周时结构的整体外观显示为软骨状组织，其模量高于天然气管。组织工程气管软骨的组织学和生化分析显示，基质中嵌入了均匀分布的陷窝，并含有丰富的蛋白聚糖和 II 型胶原蛋白。支架-海绵复合材料促进了软骨细胞的增殖，有望在未来可能的气管组织工程应用中提供足够的机械强度。
已经使用透明质酸/PCL 研究了半月板组织工程，以评估用扩增的自体软骨细胞增强植入物后的组织再生。24 只骨骼成熟的绵羊接受了全内侧半月板置换术，而两只半月板切除术作为空白对照。将动物分为两组：无细胞支架和接种自体软骨细胞的支架。比较了两种不同的手术技术：在 12 只动物中，植入物缝合到囊和半月板韧带上；在其他 12 只动物中，也使用了胫骨角固定。4 个月后对动物实施安乐死，并通过大体检查和组织学对标本进行评估。所有植入物均在外围显示出良好的囊内生长。从宏观上看，细胞接种组和无细胞组之间没有差异。在没有胫骨角固定的组中观察到更好的植入物外观和完整性。使用后一种植入技术，与无细胞植入物相比，细胞接种组的关节退化程度较低。组织学分析表明，整个植入结构中都有细胞浸润和血管化，细胞接种结构中软骨组织的形成明显更频繁。这项研究支持了新型透明质酸/PCL 支架用于全半月板替代的潜力，此外，将自体软骨细胞植入支架对纤维软骨组织修复程度有一定益处。
8.4. 肌腱和韧带工程
已经尝试使用大鼠模型用 PCL 薄膜进行肌腱重建，并取得了良好的功能恢复。PCL 薄膜通过溶剂铸造制备，并用于修复大鼠模型中跟腱的间隙。研究了五组：（i）假手术（仅皮肤切口）；（ii）无修复（完全切断跟腱和跖肌腱而不进行修复）；（iii）跟腱修复（使用改良的 Kessler 型缝合线）；（iv）使用可生物降解的 PCL 薄膜对跟腱缺损进行成形术；（v）动物遭受 1 厘米中部物质缺损而不进行修复。功能表现通过利用跟腱功能指数测量后爪印来确定。手术后 8 周对动物实施安乐死，并进行组织学和生物力学评估。所有接受跟腱切断术的动物均有明显的功能障碍，但逐渐好转，到第 28 天时，任何一组均没有功能障碍，而有缺陷的动物仍然有功能障碍。
Artelon® 组织增强/SportMeshTM 是一种由 PCL 基聚氨酯组成的贴片，在修复撕裂的肌腱时缝合在破裂的组织上作为加固。可降解的 Artelon® 植入物可在数年内保持其强度和弹性，为软组织提供长期支撑，同时作为组织生长和重塑的支架。已证明植入物会部分降解。剩余材料被整合到患者周围组织中，旨在加强脆弱或修复的组织。
Mesofol® 是一种透明的可吸收薄膜，可插入肌肉、肌肉和肌腱或神经之间，以防止术后粘连。该医疗器械的基本材料是丙交酯和己内酯。Mesofol® 还可以接管筋膜的滑动功能，改善生理自由滑动，从而减轻术后疼痛并防止因组织粘连而产生的负面影响。
8.5. 心血管工程
目前可用的机械或生物瓣膜假体的主要缺点是血栓形成和耐久性差。组织工程已被用来提供一种没有这些缺点并且能够生长、修复和重塑的瓣膜。大多数被替换的瓣膜是二尖瓣或主动脉瓣，因此主动脉瓣的组织工程是一项挑战，一旦克服，就会产生非常有用的产品。要创建组织工程主动脉瓣，坚固的支架是先决条件。植入细胞的支架对于赋予生长组织特定的瓣膜形状、引导组织发育和提供抵抗机械力的支撑非常重要。由于所选组织理想情况下是完全自体的，因此支架应可生物降解，留下已发育成完全自体组织的细胞和细胞外基质成分。
研究人员开发了两种用于主动脉瓣组织工程的支架：电纺瓣膜支架和针织瓣膜支架。在生理流动系统和组织工程过程中对这些支架进行了比较。在纤维蛋白凝胶中，将人类肌成纤维细胞接种到两种支架上，并在连续培养基灌注下培养 23 天。通过共聚焦激光扫描显微镜、组织学和 DNA 定量来评估组织形成。通过羟脯氨酸测定来量化胶原蛋白的形成。当受到生理流动时，纺丝支架在 6 小时内撕裂，而针织支架保持完好。细胞在两种支架上均能很好地增殖，尽管细胞对纺丝支架的渗透性较差。两种支架的胶原蛋白生成（以 DNA 含量为标准）没有显著差异，但纺丝支架的接种效率更高，因为它充当了细胞不可渗透的过滤器。针织组织结构显示细胞完全长入孔内。他们得出结论，最佳支架似乎是针织结构强度和纺丝结构细胞过滤能力的结合。图 12 显示了生理流动模拟器内的 PCL 针织瓣膜和猪无支架瓣膜假体。
图 12. 生理流动模拟器内针织瓣膜的照片（a）。生理流动模拟器内猪无支架瓣膜假体的照片（b）。
治疗心脏病的基因治疗方法也利用 PCL 作为释放储存器，类似于微/纳米球药物输送系统。研究人员开发了一种治疗高血压和/或充血性心力衰竭的基因治疗系统，该系统基于ANP-cDNA 转染的中国仓鼠卵巢细胞释放心房利钠肽 (ANP)，这些细胞被封装在 PCL 管内。封装的细胞在培养过程中保持活力，ANP 分泌维持至少 6 个月。
使用人类静脉成纤维细胞研究了由不同纤维直径（3-12 m）的 PCL 组成的电纺丝薄片的穿透深度，以此作为优化心血管组织工程应用中细胞输送的手段。使用最大直径的纤维（12 m）观察到最佳细胞输送，突出了针对特定细胞类型优化电纺丝支架几何形状的重要性。
由于具有自膨胀能力，形状记忆材料已被提议用于心血管支架。固定支架的最理想方法是在体温范围内使用自膨胀。研究人员已使用聚氨酯/PCL 混合物作为形状记忆支架的拟议材料。将基于 PCL 二醇的聚氨酯共聚物与 PCL 以 20、30、40 和 50 wt.% 的四种不同比例熔融混合，并检查其形状记忆行为。除 80/20 外，所有共混物均表现出形状记忆效应，其恢复温度约为共混物中 PCL 的熔化温度。共混物中 PCL 的熔化行为受成分的强烈影响。改变共混体系的成分和结晶条件可将 PU/PCL 70/30 共混物的形状恢复调整到体温范围。使用人骨髓间充质干细胞进一步评估了 70/30 共混物的体外生物相容性，并评估了细胞粘附、形态和线粒体功能。结果表明，该共混物支持细胞粘附和增殖，这表明除了形状记忆特性外，还具有良好的生物相容性，可作为支架植入物使用。
8.6. 血管工程
关于支架表面化学和降解率对组织形成的影响，已经进行了大量研究，这些参数的重要性得到了广泛认可。除了这些重要因素外，还要考虑弹性特性。几项描述机械刺激在组织发育和功能过程中的作用的研究表明，支架的机械性能也很重要。周期性机械应变已被证明可以增强工程平滑肌组织的发育和功能，如果希望在周期性机械负荷下设计平滑组织，那么周期性机械应变将是开发弹性支架的必要考虑因素。可生物降解的聚酯，如 PGA、PLA 和 PLGA，虽然常用于组织工程，但在长期暴露于周期性应变时会发生塑性变形和失效，限制了它们在工程弹性组织中的使用，因此已经研究了复合材料和共聚物来解决这个问题。
研究人员使用溶剂铸造和颗粒浸出技术开发了一种由聚（乙醇酸-共-己内酯） (PGCL) 制成的弹性聚合物。与 PLGA 等效物相比，它表现出优越的弹性性能（伸展和恢复、永久变形），有望成为含有平滑肌的组织候选物。
研究人员已经开发出用于机械活性血管组织工程的管状弹性可生物降解聚（丙交酯-共-己内酯）（PLCL）。它们表现出非常柔韧的橡胶状弹性，伸长率为 200%，拉伸恢复率超过 85%。此外，在培养基中的周期性机械应变条件下，它们保持了高弹性。血管平滑肌细胞在支架上表现出良好的细胞粘附和增殖，对 200-250 m 的孔隙率反应最佳，而 50 至 200 m 之间的较低范围则反应不佳。在皮下小鼠模型中还建立了体内生物相容性。结论是，这是一种有前途的复合/共聚物弹性材料，可用于在机械动态环境下工程化血管等含平滑肌的组织。
体内血管平滑肌细胞通常存在于机械动态环境中，沿特定方向排列，并存在于收缩分化表型中，这对平滑肌细胞的收缩功能至关重要。传统体外组织工程的一个缺点是平滑肌可能恢复到未分化的表型（非对齐和非收缩）。许多研究表明，在 2D 或 3D 培养系统中添加周期性应变和脉动流可产生更佳的平滑肌细胞反应，同时增强机械强度和胶原蛋白/弹性蛋白的产生。对于这种机械活性系统，所用的支架必须能够向粘附细胞传递机械应力，而 PGA 等材料具有非弹性特性，不适合这些应用。Kim 和 Mooney 使用 PLA 和 PGA 支架进行的初步研究导致在周期性机械应变条件下产生显著的永久变形。
他们接下来开发了一种机械活性聚合物，由 50 wt% 的 l-丙交酯单元硬域和 50 wt% 的己内酯部分软域 (PLCL) 组成，该共聚物体系表现出类似橡胶的弹性，可以通过多种技术制成支架。图 13 展示了这些支架的优异弹性性能。孔隙率为 90% 的 PLCL 支架在接近 100% 的应变下显示出 100% 的恢复率（图 13a-c）。此外，PLCL 支架可以轻松扭曲和弯曲（图 13c-e），相比之下，PLGA 支架在低应变（20%）下变形较大并断裂（图 13f）。研究得出结论，这些支架具有高度的灵活性和弹性，适用于血管组织工程应用。这种 PLCL 机械活性支架还显示出在软骨工程应用中的潜在用途。
图 13. PLCL 支架的弹性行为。PLCL 支架 (a) 在 3MPa 的压力下延伸至初始长度的 250% (b) 持续 5 秒，并通过释放负载恢复 (c)。支架通过循环应变装置扭曲 (d) 和折叠 (e)。PLGA (f) 在 20% 应变时断裂。
研究人员使用接种有内皮细胞、平滑肌细胞和成纤维细胞的 PGA 和 PCL 片，然后在新型血流动力学等效脉动生物反应器中培养，制造了三层坚固而有弹性的动脉。将接种的薄片包裹在直径为 6 毫米的硅胶管上，并在培养基中孵育 30 天，然后取出支撑管。脉动生物反应器培养在受控的流量和压力从 0.2（0.5/0）L/min 和 20（40/15）mmHg 逐渐增加到 0.6（1.4/0.2）L/min 和 100（120/80）mmHg 的条件下进行额外 2 周（n = 10）。工程血管获得了与天然动脉明显相似的外观和弹性。扫描电子显微镜检查和血管性血友病因子染色显示内皮细胞遍布管腔。在工程移植物中可见弹性蛋白和胶原蛋白，并检测到平滑肌细胞。拉伸试验表明，工程血管获得了与天然动脉相同的极限强度和相似的弹性特性（天然极限强度：882 ± 133 kPa，工程：827 ± 155 kPa，各 n = 8）。使用生理脉动生物反应器从三种类型的血管细胞中产生的小直径动脉被认定为坚固而有弹性。
最近，研究重点是无缝线组织融合，以处理传统缝合的局限性，例如由于穿刺针造成的血管壁损伤、不可吸收的缝合材料和血栓细胞聚集引起的管腔内异物反应以及内皮功能受损。缝合伤口的炎症反应也比激光焊接伤口更大、持续时间更长。此外，缝合不会形成水密连接，例如在内脏手术中，这可能导致病原体进入，从而导致感染或死亡等严重并发症。研究人员研究了使用掺杂牛血清白蛋白 (BSA) 和吲哚菁绿 (ICG) 的 PCL 支架对血管组织进行熔融二极管激光焊接的应用，结果发现组织结合牢固且可重复，血管损伤仅限于外膜。组织粘合剂的其他方法包括开发生物相容性组织粘合剂，这种粘合剂在体内应用时不涉及任何化学或生化反应；它们的使用完全基于其对温度依赖的流变性能。Cohn 和 Lando 研究了由核心分子与可生物降解链结合组成的支链低聚物，以及它们的组成与体外条件下的粘合性能之间的关系。低聚物由三羟甲基丙烷作为三功能中心分子组成，而乳酰和己内酯单元形成可生物降解的片段。玻璃化转变温度在 20-25°C 范围内的低聚物被发现表现更好。研究发现，PLA 块的长度、不同材料的玻璃化转变温度及其在 37°C 时的粘合破坏强度之间存在密切联系。PLA 嵌段中引入的己内酯单元具有显著的柔化作用，可以生成更长的可生物降解链，从而提高低聚物的粘合强度，同时将其 Tg 保持在适当的温度范围内。
研究人员在幼年动物模型中评估了组织工程自体血管移植物在儿科心胸外科手术中的生长潜力。PGA 无纺布网管（3 厘米长，1.3 厘米内径；Concordia Fibers）涂有 10% 的 50:50 PLLA 和 PCL 共聚物溶液，以 1 × 106 细胞/cm2 自体骨髓衍生的单核细胞静态接种，并作为下腔静脉插入移植物植入幼年羔羊体内。植入 6 个月后，使用定性组织学和免疫组织化学染色以及定量生化分析对新组织进行表征。所有移植物均通畅，体积增加，通过磁共振血管造影中的像素总和差异来衡量。植入移植物在外植体处的体积平均为 1 个月时体积的 126.9 ± 9.9%。磁共振成像未显示动脉瘤扩张的证据。组织工程血管移植物在组织学上与天然下腔静脉相似，并且具有可比的胶原蛋白和糖胺聚糖含量。免疫组织化学染色和蛋白质印迹分析表明，植入 6 个月后，植入的移植物中获得了正常静脉发育的决定因素 Ephrin-B4，这共同提供了在植入幼年羔羊模型时生长和静脉发育的良好证据。
多层电纺丝技术已被用于开发一种模仿血管形态和机械特征的支架结构（图 14）。研究了由 PLA/PCL 组成的双层管，结果表明它们可以支持 3T3 小鼠成纤维细胞和人类静脉肌成纤维细胞，这些细胞在 4 周的培养期内附着、增殖并产生细胞外基质。支架还表现出理想的柔韧性（弹性高达 10% 应变）。
图 14. 双层管状结构的 SEM 显微照片：双层管（整体视图）（a）。双层管壁（b）。内层和外层之间的界面（混合区）细节（c-d）。外层（PLA）细节（e-f）。内层（PCL）细节（g-h）。与 3T3 小鼠成纤维细胞培养 1 周（i）；2 周（j）；4 周（k）后的电纺 PLA/PCL 结构 SEM 显微照片。
研究人员研究了通过电纺丝生产的小直径 PCL 血管移植物在大鼠全身动脉循环中的降解和愈合特性。生产了 2 毫米内径移植物并植入 24 周。结果表明，与聚四氟乙烯移植物相比，内皮化和细胞外基质形成速度更快，同时伴有移植物纤维降解。研究得出结论，PCL 的愈合特性可能导致此类移植物在血管重建手术中的临床应用。
血管组织工程支架受到不一致、血管细胞粘附性差或生物力学性能不足等问题的限制。使用电纺 PCL/胶原支架的研究表明，它在生理条件下支持血管细胞的粘附和生长，并且内皮化移植物在暴露于血液时可抵抗血小板的粘附，同时在兔主动脉髂动脉旁路模型中植入 1 个月后仍保持其结构完整性和通畅性。此外，在取回时，这些支架继续保持与天然动脉相当的生物力学强度，这表明与血管细胞结合的电纺 PCL/胶原支架可能成为血管重建假体血管移植的替代品。
电纺丝可以将可生物降解的弹性体制成与天然细胞外基质具有相似机械性能的基质。但是，要实现高细胞密度和通过该技术制成的支架的渗透仍然具有挑战性且耗时。研究人员通过同时电纺丝可生物降解的弹性聚（酯氨基甲酸酯）脲 (PEUU) 和血管平滑肌细胞 (SMC) 来克服这一限制。台盼蓝染色表明，制造过程中细胞活力没有显著下降，电纺丝的 SMC 扩散和增殖与未处理的对照 SMC 相似。PEUU 坚固、柔韧且各向异性，拉伸强度范围为 2.0 至 6.5 MPa，断裂应变范围为 850% 至 1700%，具体取决于材料轴。将平滑肌或其他细胞类型微整合到可生物降解的弹性体纤维基质中的能力体现了一种新颖的组织工程方法，可用于制造高细胞密度弹性组织模拟物、血管或其他心血管组织。
8.7. 皮肤工程
人造人体皮肤通常使用胶原蛋白支架制造，但胶原蛋白支架的机械性能较差。Powell 和 Boyce 将 PCL 与胶原蛋白混合，然后静电纺丝复合材料以形成亚微米纤维。拉伸测试表明，PCL 的含量从 10% 增加到 100% 可显著提高无细胞支架的强度和刚度。然而，当 PCL 含量增加到 10% 以上时，表皮形成和细胞活力降低很明显，并且工程皮肤结构强度也随之下降，这表明高细胞活力和表皮的正常发育是开发高强度工程皮肤的重要因素。
研究人员的研究产生了用于组织工程皮肤替代品的 PCL/胶原蛋白复合材料，并证明了成纤维细胞和角质形成细胞的良好细胞附着和增殖。接下来，他们利用PCL/胶原蛋白混合物作为皮肤替代品，在 1:20 生物复合材料的两侧单独接种人类单一供体角质形成细胞和成纤维细胞，以分离两种细胞类型并保留细胞信号通过微孔传输，孔隙率为28.8 ± 16.1 m。双层皮肤替代品在体外表现出分化的表皮和纤维真皮。与成纤维细胞单独条件相比，共培养皮肤模型中测得的角质形成细胞生长因子产生较少，表明微环境有利于表皮稳态。此外，在体内复合皮肤中观察到快速伤口闭合、表皮分化和丰富的真皮胶原蛋白沉积。
研究人员研究了复合组织工程，使用在 PCL 纳米纤维上一起培养的几种细胞类型（人类包皮成纤维细胞、鼠角质形成细胞和骨膜细胞）。目的是生产三层结构，以反映复合组织，尽管在维持组织类型和复合结构新血管形成之间的适当界面方面存在明显的障碍。
在组织工程中使用电纺支架遇到的主要挑战是，在正常的被动接种条件下，随着深度的增加，支架中的细胞分布不均匀。由于表面孔径小，通常直径为几微米，细胞往往在表面聚集和增殖的速度比穿透支架内部的速度快得多。为了解决这个问题，研究人员在 PCL 电纺支架上使用真空接种技术，同时使用 NIH 3T3 成纤维细胞作为模型细胞系统。这可以作为双层皮肤模型的前身，其中成纤维细胞将位于中间层，角质形成细胞将位于顶部。本研究使用真空接种来增强成纤维细胞在不同深度的接种和增殖。结果表明，细胞附着和增殖动力学是真空压力和纤维直径变化的函数。在真空压力为 2 到 8 英寸汞柱时，细胞附着达到最大值，真空压力较低时细胞附着会下降，这可能是由于过滤过程中细胞损失所致。
五天内的细胞增殖和胶原蛋白分泌表明，真空压力不会对细胞功能产生不利影响。还比较了支架结构（支架的平均纤维直径为 400 纳米与 1 米）和真空压力的综合影响。在给定压力下，与 1 米支架相比，400 纳米支架中保留的细胞更多。此外，细胞强度曲线显示，通过将真空压力从 0 降低到 20 英寸汞柱，细胞强度峰值从支架顶部移至内层。对于给定的真空压力，细胞在 1100 纳米支架内种植得更深。结果表明，使用简单的真空接种技术，可以以可控的方式将细胞接种到 PCL 电纺支架的不同深度。接种深度取决于压力和支架纤维直径。
研究人员开发了一种由 PLA-co-PCL (PLCL) 和胶原组成的可生物降解混合支架，该支架通过将高水合胶原凝胶塑性压缩到扁平经编 PLCL 网上而构建而成。将新生儿（包皮）成纤维细胞接种在胶原成分的内部和顶部。对胶原压缩过程进行了表征，发现持续时间，而不是在塑性压缩的测试条件下施加的负载，是细胞载体成分中胶原蛋白和细胞密度的决定因素。细胞在空间上分布在三种不同的设置中，并静态培养 7 天。使用 AlamarBlue 定量评估混合结构的短期生物相容性，并使用荧光染色和共聚焦显微镜定性评估。在间质等效物塑性压缩后未观察到显着的细胞死亡，证实了之前关于良好细胞活力保留的报告。间质、上皮和复合组织等效物未显示出宏观收缩迹象，并且观察到良好的细胞增殖，7 天内细胞数量增加了 2 至 3 倍。定量分析显示细胞分布均匀，生物相容性良好。
结果表明，使用 PLCL-胶原蛋白混合结构可以在几个小时内设计出可行且增殖的多层组织等效物。通过将细胞均匀悬浮在快速聚合的胶原凝胶中，可以在一小时内形成各向同性结构，而不是数周，并且在复杂组织（如皮肤、膀胱、输尿管和血管）的体外组织工程中具有潜力。
8.8. 神经工程
在 20 世纪 90 年代，研究人员开始评估 PCL 作为复合材料，与 PLLA 结合用于引导神经再生。对大鼠坐骨神经进行了细胞毒性试验、皮下生物降解和原位植入研究。根据 ISO/EN 标准，神经导管共聚物无毒，植入后表现出轻微的异物反应和完全纤维包裹。植入一个月后，内层开始生物降解。植入 18 个月后，观察到完全碎裂，以及以异物巨细胞活动和聚合物碎片吞噬为特征的继发性炎症反应。所有神经导管均观察到运动和感觉神经功能的恢复。进一步的研究比较了使用可生物降解神经导管重建后神经再生的速度和质量，并与自体神经移植进行了比较。使用光学显微镜、透射电子显微镜和形态分析进行评估，得出结论，与自体神经移植相比，使用这种复合材料重建短神经间隙（1 厘米）效果更好。
电纺丝为结构提供了高表面体积比，这对细胞附着很有吸引力。纤维也可以对齐，为细胞提供方向性线索；毫不奇怪，这种技术在神经科学中具有很大的研究重点。研究人员研究了对齐的聚合物纤维基结构在桥接长外周神经间隙中的作用，证明了亚微米级地形线索在刺激内源性神经修复机制中的重要作用，如图 15 所示。研究人员评估了由 PCL 制成的神经组织工程支架内的轴突浸润和引导，并描述了炎症反应。在将电纺 PCL 支架植入成年大鼠脑尾壳核后，测量了小胶质细胞和星形胶质细胞反应的程度。没有发现小胶质细胞包裹的证据并且神经突渗入植入物，这是支架神经整合的证据。虽然炎症反应不受 PCL 纤维排列程度的影响，但神经突进入的程度却会受到影响。与随机取向的聚合物纤维一样，较大的孔隙率使神经突能够渗透和生长在支架内。然而，当纤维部分排列时，神经元突起无法穿透支架，而是优先在植入物-组织界面处垂直于 PCL 纤维排列方向生长，即提供垂直而非平行的接触引导。这项研究强调了电纺 PCL 纤维与脑组织相容，并提供了关于小胶质细胞和星形胶质细胞对此类支架内神经整合的影响的初步见解。
图 15. 体外定向和随机纤维膜上的 DRG（a-d）。定向纤维膜上的双重免疫染色 DRG：NF160（轴突标记）免疫染色的 DRG 神经元在膜上的代表性蒙太奇（a）和 S-100（施万细胞标记）免疫染色的施万细胞在膜上的蒙太奇（b）。放大的 NF160（红色，来自 A 中的框）和 S-100（绿色，来自 B 中的框）重叠图像（c）。双重免疫染色的定向轴突（NF160，红色）和内源性沉积的层粘连蛋白（层粘连蛋白，绿色）（d）。纤维膜的制造和膜的定向分布（e-i）。静电纺丝工艺制造定向纤维膜的示意图。随机纤维膜沉积在平坦的金属靶上，而不是高速旋转的金属鼓上（e）。对齐纤维 (f) 和随机纤维 (h) 的代表性 SEM 图像。比例尺分别为 1/4 1 毫米和 30 毫米。对齐 (g) 和随机纤维 (i) 中的纤维对齐分布。随机纤维膜上的双重免疫染色 DRG，NF160+ 神经元 (j) 和 S-100+ 施万细胞 (k) 的代表性蒙太奇。比例尺 1/4 500 毫米。对齐和随机纤维膜上神经突生长方向的定量比较 (l)。箭头方向表示神经突生长的方向，箭头长度表示发生率（百分比）（n 1/4 25 perDRG）。定量比较薄膜上神经突生长的程度和施万细胞迁移 (m)。测量最长神经突生长 (每个 DRG n 1/4 25)/最远迁移的雪旺细胞 (每个 DRG n 1/4 10) 与 DRG 之间的距离并取平均值。*P < 0.05。误差线 1/4 s.e.m.
研究人员研究了 PCL/胶原蛋白共混物作为周围神经损伤后轴突神经再生的导管。通过静电纺丝生产了设计为引导结构的对齐 PCL 和胶原蛋白/PCL 纳米纤维，并在细胞培养试验中进行测试。将 100% PCL 纤维与 25:75% 胶原蛋白/PCL 共混物进行了比较。两种类型的静电纺丝纤维均具有良好的施旺细胞迁移、神经突定向和突起生长，但是与纯 PCL 纤维相比，施旺细胞迁移、神经突定向以及施旺细胞、成纤维细胞和嗅鞘细胞的突起形成在胶原蛋白/PCL 纤维上得到了改善。虽然 PCL 纤维上背根神经节外植体的神经突伸长速度更快，但对分离的感觉神经元的分析表明胶原蛋白/PCL 材料的轴突引导明显更好。这项研究表明，由胶原蛋白和 PCL 混合物组成的电纺纤维是支持细胞增殖、突起生长和迁移的合适基质，因此将成为人工神经植入物的良好材料。
由 PDDLA-co-PCL (65/35) 组成的 Neurolac® 神经导管适用于重建周围神经不连续性，并为再生轴突提供引导和保护，并防止神经再生过程中纤维组织从切断神经的近端到远端神经残端长入神经间隙。Neurolac® 旨在防止扭结和塌陷，同时为患者提供舒适感，并可实现关节的早期屈曲。Neurolac® 神经导管的降解是通过水解导致分子量逐渐降低而发生的，据报道，初始机械性能可保持长达 10 周，为愈合神经提供支撑和保护，此后，机械强度迅速下降，质量逐渐损失。最终的降解产物乳酸和羟基己酸会被人体吸收、代谢和排泄，研究表明 Neurolac® 神经导管在 16 个月内会被吸收。一项有趣的后续研究对 Neurolac® 16 个月吸收的说法提出了质疑。研究人员研究了神经导管植入大鼠坐骨神经后 2 年的降解情况和可能的长期异物反应。植入 2 年后，肉眼无法发现生物材料，但在再生神经组织中发现了生物材料碎片以及多核巨细胞和巨噬细胞。虽然在长期植入大鼠坐骨神经后获得了足够的神经再生，但即使在植入 24 个月后，仍然可以发现生物材料碎片和对这些碎片的异物反应。神经导管被证实会被吸收，尽管在植入 2 年内不会完全吸收。目前尚不清楚剩余的生物材料碎片和异物反应是否会在较长的植入期后引起肉芽肿或其他并发症。
九、基于 PCL 的药物输送系统、医疗器械和支架的灭菌
含有丙交酯和/或乙交酯聚合物的最终制剂的灭菌是医疗器械或药物输送系统开发早期经常被忽视的一个重要问题。据报道，终端灭菌和无菌处理是两种主要的 PCL 产品灭菌方法。蒸汽灭菌通常涉及将产品置于 121 ◦C 的蒸汽中至少 20 分钟或 115 ◦C 的蒸汽中 30 分钟。这种方法不能用于脂肪族聚酯系统，因为在较高的温度/压力条件下，聚合物会软化、熔化，导致基质形式变形，并发生水解。热灭菌涉及将产品暴露在较高温度下更长时间，这对聚合物和包裹的药物都是破坏性的。
当热蒸汽灭菌对制剂有害时，可以使用诸如环氧乙烷之类的气体进行灭菌。然而，众所周知，环氧乙烷会软化和塑化这些聚合物。此外，这些设备中残留的气体蒸汽被发现具有致突变、致癌和过敏性。辐射灭菌（60Co 伽马射线）已在多种情况下用于对含有丙交酯和/或乙交酯聚合物的制剂进行灭菌。辐射对 PLGA 的影响已成为各种研究的主题。PCL 受到伽马射线照射会导致剂量依赖性聚合物链断裂、分子量损失（固有粘度降低）、体外和体内生物侵蚀率增加以及药物释放动力学增加。对于含有 PCL 聚合物的制剂，无菌处理是一种有效但成本稍高的技术。由于聚合物在多种有机溶剂中具有出色的溶解性，因此可以对其进行过滤灭菌。然后，可以在洁净室环境中使用良好生产规范 (GMP) 协议配制药物输送系统。PCL 微粒和其他设备已经进入市场，还有更多设备正在进行临床试验。
研究人员研究了伽马射线辐照 (剂量 2.5 Mrad) 对 PCL 灭菌的影响：(1) 降解率 (由脂肪酶催化)、(2) 机械性能、(3) 细胞附着并随后在其表面生长的能力。凝胶渗透色谱法 (GPC) 用于确定伽马射线辐照对重均分子量和数均分子量的影响。伽马射线辐照显著降低了降解率，尽管降解率取决于聚合物的初始质量；当用扫描电子显微镜检查降解样品时，它还影响了样品的外观。辐照还显著增加了 PCL 的机械屈服应力，但没有增加其失效应力。它导致分子量显著增加，分子数减少，这可归因于断链和交联。伽马射线对 PCL 上的软骨细胞附着和生长没有显著影响。
十、医用级聚己内酯：从实验室到临床
尽管有大量出色的研究利用 PCL 及其共聚物和复合材料进行组织工程，但大多数研究仍然使用含有杂质的 PCL，这些 PCL 的来源包括 Sigma-Aldrich、Solvay 和 Union Carbide，这通常导致细胞培养和体内研究不适合转化为临床领域。目前使用非临床相关 PCL 的团队应考虑在进行原理验证研究后改用医用级 PCL (mPCL)（伯明翰聚合物，勃林格殷格翰）；这种方法可以更快地将技术从实验室转化为临床试验并应用于临床。
在过去十年中，对生物相容性、降解行为、机械性能和可成形性的深入研究促成了 FDA 批准的 PCL 植入物的生产。这项工作最初使用 Sigma–Aldrich PCL 进行原理验证研究，之后改用 mPCL，最终使用 FDM 生产第一代支架。体外研究表明，透明细胞附着并扩散到支架支柱上，环绕并开始跨过孔隙，共聚焦激光扫描显微镜证实了这一点，SEM 显示细胞产生自己的细胞外基质，形成了透明细胞片（图 7a 和 b）。
最近，这项工作已经成熟，可以评估通过 FDM 技术生产 mPCL-磷酸三钙 (mPCL-TCP) 复合材料（所谓的第二代支架）所需的参数，这些 3D 生物可吸收支架的设计和制造结果具有高度可重复性，具有骨工程所需的特性。TCP 的加入增加了支架的亲水性和骨传导性。
任何与长期可吸收聚合物相关的工作的主要关注点是植入支架数月后的生物相容性和机械行为。在目前的环境下，对大多数可吸收聚合物（尤其是 PCL）的体内和体外降解行为进行的长期降解研究不足。大多数研究小组只关注短期特性，而这些特性不一定是推断出来的。Hutmacher 及其同事系统地研究了 mPCL 和 mPCL-TCP 在体内和体外的长期降解动力学，包括利用 NaOH 的加速降解系统以及长期体内降解研究。
相同的 mPCL-TCP 支架已在多种动物模型中进行了体内研究，并通过加入纤维蛋白胶和冻干胶原蛋白 I 型进行了改进，以加入 rhBMP2 等生物分子。
最近，在猪颅骨模型中长期（2 年）体内植入 mPCL-TCP 支架已显示出出色的骨再生效果，组织染色和微型计算机断层扫描显示整个结构均已矿化。值得注意的是，单独植入的 mPCL-TCP 支架和与自体骨髓前体细胞结合植入的 mPCL-TCP 支架内的骨再生效果明显不同 – 通过细胞的结合可观察到增强的骨再生效果。图 16a 显示了将 mPCL-TCP 支架植入猪颅骨缺损中，2 年后通过 uCT 扫描可观察到支架内几乎完全矿化（图 16b）。证实的组织学分析显示骨矿化（使用冯·科萨染色法对钙沉积进行黑色染色，图 16d），组织形态学分析显示矿化值为 86%。
图 16. 将 mPCL-TCP 支架植入猪颅骨（a）。使用背散射电子模式的 SEM 分析。钙含量可视化（灰色表示）（b）。组织学分析显示新骨形成（nb）支架支柱（s）成骨细胞（ob）和骨细胞（oc）。整个支架中都存在广泛的矿化（c）。
十一、 未来方向——PCL 在 21 世纪的应用
过去十年，PCL 在研究中的使用呈明显上升趋势，表明这种用途广泛的可吸收聚合物得到了认可，特别是在生物材料和组织工程领域。人们意识到 PCL 可以加工成复合结构，与单独的聚合物相比，其机械性能和生物相容性更优异，PCL 被用作药物输送装置的日子已经过去了。本综述分析和讨论的数据使我们得出结论，PCL 及其共聚物共同为生产长期可降解植入物提供了一个有前途的聚合物平台，这些植入物可以通过物理、化学和生物方式轻松操纵，拥有可定制的降解动力学，以适应特定的解剖部位。
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