仿生骨組織工程材料的微納制造與性能研究

楊高潔，陳俊孚，吳蘇州，李麗坤，劉 昱

(1. 華中科技大學材料科學與工程學院，湖北 武漢 430074)(2. 深圳晶萊新材料科技有限公司，廣東 深圳 518000)(3. 廣東省焊接技術研究所，廣東 廣州 510650)(4. 華中科技大學生命科學與技術學院，湖北 武漢 430074)

1 前 言

天然骨是由以膠原蛋白為主的有機相和以低結晶度羥基磷灰石為主的無機相構成的復合礦物質，具有精妙的多層級有序結構。通過仿生礦化法合成的鈣磷納米粒子，不但可以在成分上接近天然骨，還能在納米尺度上模擬天然骨的拓撲結構[1-3]。近年來，許多研究通過微圖案化法在生物材料表面構建微米尺度的拓撲結構[4]。因此，通過模板誘導礦化自組裝和微圖案化相結合的制造技術，有望制備模擬天然骨的仿生微納結構，為獲得非生長因子依賴的復合骨組織工程材料提供有利條件，是具有較大意義的制備策略。

目前，有許多研究利用復合模板誘導仿生礦化和協同自組裝，調節生物材料的微觀結構與形貌，從而獲得仿生納米結構。這種可控的仿生納米結構能夠有效調控機體干細胞行為?，F已有多種高分子材料可被用作鈣磷晶體生長調控的礦化模板，促進磷酸鈣的成核、生長，實現結晶產物尺寸和形貌的可控合成。從宏觀上講，促進礦化的分子模板，例如膠原蛋白、絲素蛋白、硫酸軟骨素、海藻酸鹽、合成多肽等[5]，其分子鏈段上的酰胺基團、側鏈上的氨基和羥基對Ca2+具有一定的吸附結合能力，可以促進磷酸鈣成核結晶。然而，一些抑制礦化的酸性蛋白分子模板，例如牙釉質蛋白1、多聚天冬氨酸[6]等，其分子側鏈上帶有的大量羧基會競爭性結合并屏蔽Ca2+，阻止其與PO43-有效結合，進而抑制磷酸鈣的成核。因此，可以通過選擇促進或抑制礦化的高分子模板調控礦化鈣磷納米粒子的形貌。

有序的微米拓撲結構，可以調控細胞獨特或有序的生長形態，以模擬原生機體組織中的細胞排列，從而潛在性地激發細胞定向分化[7, 8]。隨著現代生物材料種植體的發展，基于微圖案化的可控表面設計被認為可實現對機體細胞行為的調控，并對植入體在機體環境中的骨整合起著至關重要的作用[9-12]。體外研究表明，微圖案結構(如微米或納米的槽、脊、壁龕或柱陣列)可調節細胞的粘著、肌動蛋白聚合和進一步分化[9, 10, 13, 14]。此外，在基底材料表面整合微圖案化的顆?；蚍肿?如細胞外基質蛋白)，也被認作是指導細胞行為的有效方法[15, 16]。細胞與材料基質的相互作用會影響黏著斑的分布和肌動蛋白的聚合，從而細胞骨架動力學途徑刺激細胞活性，最終實現定向分化。例如，在線性或矩形微圖案上生長的具有細長形態的干細胞，可以分化為成骨細胞或心肌細胞[17, 18]；在方形微圖案上生長的干細胞由于牽引力的減小從而分化成脂肪細胞；而在網格狀微圖案上生長的干細胞由于細胞間特殊的相互接觸和作用，可被誘導分化成神經元細胞[19, 20]。

鑒于微納拓撲結構在指導細胞行為，特別是細胞分化中的重要作用，構建基于仿生雜化納米顆粒的組合微圖案結構主要通過以下幾個方面誘導機體細胞的生物學響應：① 通過設計的微圖案結構調節細胞的空間形態和排列[21]；② 通過仿生雜化納米顆粒的組成及其高表面能改善細胞外基質的粘附和分泌[22]；③ 通過細胞與基底材料微納仿生結構的相互作用，模擬機體內的骨再生環境刺激干細胞分化[23]。結合以上復合策略，將有可能改善骨修復材料的生物相容性和誘導生物活性，從而加速骨再生。

本研究介紹了一種礦化羥基磷灰石納米顆粒(hydroxyapatite nanoparticles, HANPs)從納米尺度到微米尺度拓撲形貌的可控制備方法，即利用復合仿生模板作為介導，通過模擬生物礦化過程獲得形貌可控的HANPs，再以微圖案形式排列、整合在水凝膠膜中，制得一種在成分、微米結構、納米形貌上高度仿生的骨修復材料。隨后，以大鼠骨髓間充質干細胞(rat bone mesenchymal stem cells, rMSCs)作為研究對象，對合成的骨修復材料進行一系列體外細胞生物學評價。首次在體內評價這種大尺度仿生礦化HANPs微圖案的促進骨修復能力。基于復合仿生模板礦化法，并結合微圖案化制備具有微納拓撲結構的仿生骨組織工程材料，是一種很有前景的干細胞培養平臺，可為發展新型基于表面拓撲結構誘導干細胞分化的骨組織工程材料奠定理論基礎和實踐依據。

2 實 驗

2.1 仿生骨組織工程材料的制備

2.1.1 復合礦化模板的構建

分別制備質量濃度為1 mg/mL的I型膠原蛋白(collagen I，簡稱Col I，由美國Sigma公司提供)、硫酸軟骨素(chondroitin sulfate，簡稱CS，由美國Sigma公司提供)、海藻酸鈉(sodium alginate，簡稱SA，由國藥集團提供)和聚丙烯酸鈉(sodium polyacrylate，簡稱PAA，由中國阿拉丁試劑公司提供)溶液，以及同樣濃度的Col-CS、Col-SA、Col-PAA高分子復合溶液(按濃度1∶1混合)。隨后利用J-810型圓二色譜儀(日本Jasco公司)對各組高分子溶液進行檢測，分析高分子模板的二級結構和模板間的相互作用。

2.1.2 礦化HANPs的制備

為了模擬天然礦化過程中鈣磷鹽在有機-無機界面聚集成核結晶，以及有機-無機組分協同共組裝過程，采用水-油-固相法和仿生礦化法相結合的方法獲得HANPs。具體過程為：取0.25 g十八胺(由國藥集團提供)、2 mL亞油酸(由美國Sigma公司提供)和8 mL無水乙醇(由國藥集團提供)共混并充分溶解，再將2 mL、0.5 mol/L的Col I與1 mL、5 mol/L的硝酸鈣溶液共混后，將這兩種混合溶液共混并攪拌30 min；隨后，分別將50 g/L的CS、SA、PAA溶液與1 mL、3 mol/L的磷酸氫二銨溶液充分混合，緩慢滴入之前攪拌的混合體系中，同時用1 mol/L的NaOH溶液調節該體系的pH值至7～8，在37 ℃的恒溫水浴中充分攪拌2 h后，靜置于該溫度的水浴中陳化3 d；將得到的沉淀用去離子水清洗數次以獲得純化的HANPs，分別命名為Col-CS/HA、Col-SA/HA和Col-PAA/HA，對他們進行凍干后保存在-4 ℃的冰箱內。

2.1.3 仿生微圖案的構建

首先，設計了寬度、間距均為50 μm的條紋狀和寬度為50 μm、間距為100 μm網格狀微圖案掩膜版，通過光刻技術在涂有負性光刻膠的硅片上形成與掩膜版相對應的微圖案結構，再利用聚二甲基硅氧烷(polydimethylsiloxane，PDMS)膠倒模形成具有反向微圖案結構的二級印章；其次，在PDMS膠二級印章上覆蓋100 g/L的瓊脂糖(由國藥集團提供)，冷凝倒模后形成親水的瓊脂糖微圖案印章；最后，將經過超聲預處理的10 g/L的礦化HANPs懸液滴加在瓊脂糖微圖案印章表面，形成均勻薄層并晾干后，通過微接觸法將礦化HANPs微圖案影印在光滑的PDMS膠表面。

2.1.4 仿生骨組織工程材料的制備

將先前制備的Col-CS/HA、Col-SA/HA、Col-PAA/HA 3組礦化HANPs以50 mg/mL的質量濃度分別分散于5%(體積分數，下同)的明膠(由國藥集團提供)水溶液中，并設置不添加HANPs的空白組，在4 ℃固化后進行凍干處理。將凍干后的支架浸入預冷的1%戊二醛溶液(由國藥集團提供)中，反應交聯1 h；多次水洗后，加入10 g/L牛血清白蛋白(由中國Biosharp公司提供)溶液封閉殘余醛基，再經數次水洗后獲得礦化HANPs多孔支架。

將含有10 g/L羥基聚乙二醇活性酯(NHS-PEG-OH，由美國Sigma公司提供)和100 g/L明膠(由武漢申試公司提供)的混合溶液覆蓋在PDMS膠表面的礦化HANPs微圖案上，并置于4 ℃的冰箱內；待凝固后，將其加入預冷的1%戊二醛溶液中，反應交聯1 h；經多次水洗后，加入10 g/L牛血清白蛋白溶液封閉殘余醛基，再經數次水洗后，獲得整合了礦化HANPs微圖案的仿生骨組織工程材料。此外，以同樣的方法將礦化HANPs微圖案整合在透明質酸(hyaluronic acid，簡稱HA，由美國Sigma公司提供)水凝膠和聚乳酸-羥基乙酸共聚物(poly(lactic-co-glycolic acid)，簡稱PLGA，由美國Sigma公司提供)上。

2.2 成分與顯微組織的表征與分析

使用Tecnai G2 20型透射電鏡(TEM，荷蘭FEI公司)和Sirion 200型掃描電鏡(SEM，荷蘭FEI公司)觀察礦化HANPs混合溶液的納米形貌，并通過X’Pert PRO型X射線衍射儀(XRD，荷蘭PANalytical公司)和能量色散光譜(EDX)分析其成分。利用場發射掃描電鏡(FSEM，荷蘭FEI公司)和IX71型共聚焦激光掃描顯微鏡(CLSM，日本Olympus公司)對微圖案結構進行觀察。

通過熒光顯微鏡、FSEM觀察仿生骨組織工程材料的表面形貌。此外，為了強化仿生骨組織工程材料上微圖案的調控能力，將其置于含有0.14 g/L CaCl2的DPBS緩沖溶液中，在36.5 ℃下礦化沉積24 h后，用去離子水清洗去除殘留，并通過FSEM觀察其表面Ca,P沉積情況。

2.3 生物學性能的表征與評價

2.3.1 體外細胞學評價

將接有羅丹明的具有礦化HANPs微圖案的骨組織工程材料作用于細胞，觀察其對細胞的限定作用。為了研究該仿生骨組織工程材料高效調控細胞行為的能力，先將樣品經過體外礦化沉積獲得強化的磷酸鈣微圖案層；隨后，將所有樣品都置于24孔細胞培養板內，并進行伽馬輻射滅菌；最后，將rMSCs(由賽業生物科技有限公司提供)以1×105/mL的濃度種于材料表面，并用DMEM完全培養基(10%的胎牛血清(FBS)和雙抗(由Gibco提供))在CO2培養箱內培養3～7 d。

為了研究rMSCs的形貌，將經4%多聚甲醛(由谷歌生物提供)固定的樣品，通過磷酸緩沖鹽溶液(PBS，由Gibco提供)清洗后，使用0.3%的聚乙二醇辛基苯基醚(Triton X-100，由美國賽默飛世爾科技公司提供)通透，隨后用異硫氰酸熒光素(FITC)標記的鬼筆環肽(由美國Cytoskeleton提供)和DAPI(由上海碧云天生物科技公司提供)分別對細胞骨架和細胞核進行染色，并使用CLSM對其進行觀察。

為了研究材料對細胞分化的影響，采用實時聚合酶鏈反應(real time-polymerase chain reaction, RT-PCR)和免疫熒光(immunofluorescence, IF)檢測血管的生成和成骨標志物的表達。將rMSCs在DMEM完全培養基中培養7 d后，用Trizol試劑(由美國賽默飛世爾科技公司提供)提取其總RNA，隨后用sensifast cDNA合成試劑盒(由美國Bioline公司提供)從1 g總RNA中合成互補DNA，并利用SYBR Green qPCR主混合物(由美國賽默飛世爾科技公司提供)在ABI Prism 7500型熱循環儀(美國應用生物系統公司)上對RUNX-2、OCN、VEGFR-2、CD144進行RT-PCR基因表達分析。通過IF染色對培養14 d的rMSCs進行成骨和成血管相關蛋白的標記和分析，即將用兔抗大鼠lgG標記RUNX-2、OCN、VEGFR-2、CD144的rMSCs在4 ℃下孵育過夜，之后再用羅丹明-山羊抗兔二級抗體標記。將用熒光標記細胞肌動蛋白和細胞核的rMSCs放在熒光顯微鏡下觀察，并用FC500型流式細胞儀(美國貝克曼庫爾特公司)進一步定量測定成骨和血管生成相關蛋白的表達，即對細胞進行胰蛋白酶化。經PBS洗滌后，用40 g/L多聚甲醛固定，再進行如上的IF染色操作，然后用流式細胞儀對其進行分類。

2.3.2 體內細胞學評價

雄性SD大鼠(約300 g)的皮下植入：首先，在3只大鼠背部皮膚上分別劃出約1 cm的切口，將Col-CS/HA、Col-SA/HA、Col-PAA/HA多孔支架和空白對照組(純明膠)，以及具有條紋狀、網格狀和隨機分布狀微圖案結構的仿生骨膜材料植入每只大鼠皮下。保存2周后，將樣品取出，用PBS清洗并固定在40 g/L多聚甲醛中，使用標準方案進行切片處理后，通過蘇木精-伊紅(H&E)和Masson’s組織學染色進行分析。其次，通過對大鼠顱骨建立臨界尺寸缺損模型評估仿生骨組織工程材料促進骨修復的能力。具體步驟為：將所有大鼠隨機分成4組，每個實驗組3只。將大鼠麻醉后，在其頭皮上做一個切口以露出頭骨，用鉆孔機構建一個直徑為5 mm的顱骨缺損，分別填充上條紋狀、網格狀和無規則狀圖案組的材料后縫合傷口，并在術后立即對大鼠肌肉注射20 000國際單位的青霉素。術后4周時取出大鼠顱骨，對取出的顱骨樣品進行顯微計算機斷層掃描(Micro CT)分析，并對感興趣區域進行3D重建，定量計算缺損區域的成骨體積、骨密度、骨小梁數目和骨厚度。此外，對獲得的樣本切片并進行H&E和Masson’s染色，分析其組織形態；通過IF雙染，對成骨相關的RUNX-2蛋白和成血管相關的α-平滑肌肌動蛋白(α-SMA)進行標記，并在熒光顯微鏡下對這兩種蛋白進行觀察。

2.3.3 統計學分析

所有數據均以平均值±標準誤差(x±s)表示，*P<0.05被認為是顯著性差異。

3 結果與討論

3.1 復合模板的結構分析

通過圓二色圖譜表征分析(圖1)，Col的β轉角和無規卷曲結構被引入調控模板，通過氫鍵作用使這兩種結構被誘導轉變成了β折疊結構。進一步分析可知，CS、SA、PAA 3種調控分子作為單一模板與Col分子組成復合模板后，其β折疊結構的含量減少了。這是因為以調控分子作為單一模板時，其分子重復鏈段結構簡單，功能基團(羧基)排列規整，故在水溶液中有利于通過氫鍵形成穩定的β折疊結構。當體系中加入Col分子后，兩種分子模板之間會形成分子間氫鍵，擾亂了調控分子內規整氫鍵形成的β折疊結構，故降低了復合體系中β折疊結構的含量。因此，利用Col分子為主模板，通過引入不同的第二元分子模板(CS、SA、PAA)，從而調控礦化納米顆粒在復合模板上誘導生成的形貌。

圖1 復合模板的圓二色圖譜和二級結構分析Fig.1 Circular dichroism spectra and secondary structure analysis of bi-templates

3.2 礦化HANPs的形貌調控

在不同模板的誘導調控下，礦化顆粒的形貌各有不同，如圖2所示。其中，在Col模板下形成了棒狀晶體，沿Col長軸方向排列；在CS模板下形成了針狀晶體，呈現束狀排布；在SA模板介導下合成的礦化顆粒具有小的片狀結構；在PAA模板介導下合成的礦化顆粒為球形串珠狀；在Col-CS、Col-SA、Col-PAA 3種復合模板的誘導調控下，礦化顆粒的形貌分別呈現長棒狀、長而寬的片狀和相互連接的串珠狀。

根據XRD分析結果(圖3a)，合成的納米顆粒顯示出羥基磷灰石的特征衍射峰，且都呈現出一定程度的寬化現象。此外，EDX圖譜也同樣表明，納米顆粒均為缺鈣型羥基磷灰石(圖3b)。Col-CS復合模板由于具有較弱的Ca2+結合能力，導致生成的礦化顆粒缺鈣程度較低；而Col-PAA復合模板大量奪取了溶液中用于晶體生長的Ca2+，故最終生成產物的缺鈣程度較高。以不同模板為介導的礦化HANPs均具有可控形貌，都能在最大程度上模擬新生天然骨的納米級精細結構和成分。

圖2 不同模板誘導下的礦化顆粒微觀形貌的SEM(a)和TEM(b)照片Fig.2 SEM (a) and TEM (b) images showing the microstructures of mineralized particles induced by different templates

圖3 以不同模板為介導的礦化HANPs的XRD(a)和EDX(b)圖譜Fig.3 XRD (a) and EDX (b) patterns of mineralized HANPs induced by different templates

3.3 仿生微拓撲結構的構建

為了模擬機體天然骨的多層級結構，達到更好地誘導干細胞行為的效果，本研究設計了條紋狀和網格狀陣列微圖案。通過光刻技術和微接觸法，將設計的微圖案加載到PDMS膠基底上，從而獲得具有微圖案的HANPs陣列結構。微接觸法是一種有效制備大面積微圖案結構的方法，被廣泛用于蛋白分子、生物大分子和納米粒子的拓撲陣列分布[24]。如圖4所示，通過該方法獲得的礦化HANPs微圖案結構完整、效果穩定、可大范圍制備，是一種有效構建二維微拓撲結構的方法。通過將形貌可控的礦化HANPs構建成二維仿生微拓撲結構，使該材料在大尺度上表現出可潤濕性和高表面能，從而更有利于細胞的募集、粘附。此外，礦化HANPs也被證實可以顯著刺激干細胞行為，特別是在促進細胞的成骨和成血管分化上具有很好表現[25]。

3.4 仿生骨組織工程材料的構建

考慮到PDMS膠不可降解且幾乎沒有生物活性，不利于體內骨組織修復，故將PDMS膠基底上的微圖案轉移到明膠水凝膠膜表面，形成具有礦化HANPs微圖案層膜結構的仿生骨膜材料[26, 27]。通過熒光顯微鏡觀察發現，礦化HANPs微圖案被很好地固定在明膠水凝膠膜表面(圖5a)。純明膠基質表面光滑，可以透過其表面觀察到礦化HANPs的微圖案結構(圖5b)。此外，礦化HANPs微圖案也被成功整合到了PLGA和HA材料表面，這意味著該工藝可以擴展到其他類型的組織工程有機材料上。

圖4 礦化HANPs的條紋狀和網格狀微圖案結構：(a)微圖案設計，(b)SEM照片，(c)激光共聚焦掃描顯微鏡照片Fig.4 Microstructures of line and grid patterns for mineralized HANPs: (a) designed micropatterns, (b) SEM images, (c) CLSM images

通過在仿生骨膜材料表面進行體外礦化，選擇性地沉積磷酸鈣(圖5c)，顯著增強了材料上的礦化HANPs微圖案結構。通過強化HANPs微圖案結構，可以將這種有序的二維薄層結構構建成具有一定厚度的三維結構，以促進后期蛋白質的吸收和干細胞的粘附，進一步增強仿生骨組織工程材料對干細胞的調節能力和其在骨科的潛在應用。

3.5 形貌調控細胞行為的研究

大量研究證明，特定尺寸的條紋狀和網格狀微圖案可以控制細胞的形態和排列，從而指導干細胞的分化[28, 29]。本研究對仿生骨組織工程材料進行了NHS-PEG-OH修飾，以防止細胞粘附在沒有礦化HANPs的區域，從而更好地調控rMSCs行為。根據圖6的熒光顯微鏡照片可知，礦化HANPs微圖案結構對細胞的限定和取向生長具有良好的調控能力。將rMSCs在這兩種圖案中培養14 d后，礦化HANPs微圖案對細胞限定和生長取向的調控效果依舊明顯，rMSCs仍表現出持久且大范圍的取向分布。

圖5 具有礦化HANPs微圖案的仿生骨膜材料的微觀形貌：(a)以明膠為基底的骨膜材料的熒光和明場顯微照片；(b)不同基底的骨膜材料的FSEM照片；(c)經體外礦化的骨膜材料的FSEM照片Fig.5 Morphologies of biomimetic bone periostea based on mineralized HANPs with micropatterns: (a) fluorescent and bright field microscope images of bone periostea using gelatin membrane as substrate; (b) FSEM images of bone periostea using different substrates; (c) FSEM images of bone periostea after being mineralized in vitro

圖6 具有礦化HANPs微圖案的仿生骨組織修復材料上粘附的rMSCs的熒光顯微照片Fig.6 Fluorescent microscope images of rMSCs adhered to the biomimetic bone tissue engineering materials with different micropatterns of mineralized HANPs

利用RT-PCR定量分析了rMSCs在仿生骨組織工程材料上RUNX-2、OCN、VEGFR-2和CD144的表達,如圖7a和7b所示。具有礦化HANPs微圖案的材料上的rMSCs均有RUNX-2、OCN、VEGFR-2和CD144的強表達，進一步證實了該材料具有顯著促進成骨和血管生成的能力。與隨機分布的礦化HANPs組相比，微圖案組中表達的鈣結節更明顯(圖7c)，這說明定向排列的rMSCs鈣化水平更高，這也是微圖案結構促進成骨的積極標志。

由此可知，這種具有礦化HANPs微圖案的仿生骨組織工程材料，可以顯著促進細胞在體外成骨和血管生成，且條紋組表現出更加顯著的分化相關基因表達。這可能歸因于：首先，通過細胞形態依賴的方式使細胞的排列和生長長期受到微圖案結構的限定和調控，從而誘導其定向分化；其次，細胞粘附于外基質的HANPs上，礦化HANPs的成分激活了血管生成的Ca2+依賴通道和成骨的p-AMPK途徑；最后，前期分化的細胞分泌的成骨或成血管相關蛋白，如BMP-2或VEGF，可以與磷灰石共沉積，進一步刺激周圍受到限制的其他細胞從而強化細胞分化水平。礦化HANPs微圖案結構在調節細胞分化的同時，避免了對多種生長因子的需求，從而大大優化了干細胞培養和研究平臺。

圖7 rMSCs的成骨(a)和成血管(b)相關基因表達情況，以及其經茜素紅染色后的顯微照片(c)Fig.7 Osteogenesis (a) and angiogenesis (b) gene expression of rMSCs and micrographs after they being stained by alizarin red (c)

3.6 仿生骨組織工程材料的體內評價

3.6.1 礦化HANPs的體內生物活性

為了評價不同形貌的礦化HANPs的組織相容性，將納米顆粒分散于明膠水凝膠中，凍干交聯形成多孔支架。礦化HANPs均可分散在多孔支架表面，有利于細胞粘附、生長于顆粒表面并行使細胞功能。支架皮下植入大鼠體內2周后，經H&E和Masson’s染色后的顯微照片如圖8所示。不同形貌的礦化HANPs均表現出良好的組織相容性，軟組織長入明顯，并分泌了大量膠原纖維，顯著提高了細胞活性。其中Col-SA/HA組支架的降解程度最高，大部分支架已經被降解成島狀并被巨噬細胞和纖維細胞所環繞，其間還存在更多的血管結構。這說明弱晶態的Col-SA/HA更易在體內被組織降解、代謝吸收。

3.6.2 微納結構的分化誘導

將具有礦化HANPs微圖案的仿生骨組織工程材料(圖9a)進行體外礦化處理，通過選擇性鈣磷富集，從而強化礦化HANPs微圖案結構，避免其在復雜體內環境中降解。通過大鼠皮下植入，評價了具有不同礦化HANPs微圖案的仿生骨組織工程材料的生物相容性，以及其促進體內血管生成和異位成骨的能力。通過RT-PCR定量分析了仿生骨膜在體內促進血管生成和成骨的能力。與隨機分布組相比(圖9b)，條紋組和網格組中CD144和VEGFR-2因子的表達顯著增加，且條紋組最高。OCN作為成骨分化晚期的標志性因子，相較于隨機分布組，在條紋組和網格組具有更高的mRNA轉錄水平。此外，RUNX-2的mRNA含量太小未被檢測到。組織學染色分析證實(圖9c)，這些仿生材料均表現出良好的組織相容性和低的免疫原性。微圖案組的成纖維組織生長良好，并伴隨大量血管生成，且新生血管的數量和面積明顯大于隨機分布組。

圖8 不同形貌的礦化HANPs支架經H&E(a, c, e, g)和Masson’s(b, d, f, h)染色后的顯微照片：(a, b)Col-CS/HA，(c, d)Col-SA/HA，(e, f)Col-PAA/HA，(g, h)空白對照組Fig.8 Micrographs of mineralized HANPs with different microstructures deposited scaffold after H&E (a, c, e, g) and Masson’s (b, d, f, h) staining: (a, b) Col-CS/HA, (c, d) Col-SA/HA, (e, f) Col-PAA/HA, (g, h) control group

綜上，具有微圖案結構的仿生骨膜可能有一定的促進異位成骨的能力，本研究將進一步通過骨修復實驗加以驗證。

3.6.3 促血管化骨再生

采用大鼠顱骨臨界尺寸缺損模型評價不同形貌的礦化HANPs誘導骨再生的能力。在整個骨修復過程中，仿生多孔骨組織支架與機體骨及周圍組織具有良好的柔性和機械相容性，基本保持在原始缺損位置。植入4周后取出顱骨，由Micro CT評估骨修復情況可知，不同形貌的礦化HANPs表現出不同的促骨愈合能力。其中，片狀的Col-SA/HA組的礦化基質體積增大，新骨覆蓋率最高，缺損區域幾乎完全長合(圖10)。

隨后，在大鼠顱骨缺損區域植入具有礦化HANPs微圖案的仿生骨膜材料，4周后，對樣品進行組織學染色。結果顯示，與其他組相比，條紋組和網格組材料促進成纖維組織生長、膠原分泌、血管生成更明顯。觀察組織與種植體之間的界面可見，空白對照組的顱骨缺損部位主要由纖維結締組織橋接，骨修復僅限于原生骨邊緣；而條紋組和網格組中有更多的類骨組織，并形成了大量新生血管，如圖11所示。其中，條紋組新形成的骨化組織明顯厚于其他組，缺損部位完全愈合，骨結構平坦連續且呈現逐漸成熟趨勢。同時，隨機分布組也呈現出良好的新骨形成狀態，由此說明明膠作為礦化HANPs的載體膜材料，具有良好的骨傳導性。

圖9 仿生骨組織工程材料的皮下植入：(a)植入材料照片；(b)成骨和成血管相關基因表達情況；(c)經H&E(左)和Masson’s(右)染色后的植入材料的顯微照片Fig.9 Subcutaneous implantation of biomimetic bone tissue engineering materials: (a) photos of implant materials; (b) osteogenesis and angiogenesis gene expression; (c) micrographs of implant materials after H&E (left) and Masson’s (right) staining

圖10 不同形貌的礦化HANPs的顱骨修復評價：(a)基于Micro CT的大鼠顱骨缺損部位的3D構建俯視圖(上)和截面圖(下)；(b) 缺損部位成骨量的定量分析Fig.10 Evaluation on skull defect repair of mineralized HANPs with different microstructures: (a) 3D reconstruction vertical (upper) and transverse (lower) section views based on Micro-CT; (b) quantitative evaluation of bone formation content in defect sites

圖11 基于組織學染色的仿生骨膜材料的血管化成骨體內評價：(a)H&E染色，(b)Masson’s染色Fig.11 Evaluation on vascularized osteogenesis of biomimetic bone periostea in vivo base on histological staining: (a) H&E staining, (b) Masson’s staining

通過IF染色進一步評價了仿生骨膜材料促進血管化骨再生的能力，IF標記的α-SMA代表血管的生成。與其他組相比，條紋組新生血管的量和面積明顯最大；同時，熒光標記的成骨RUNX-2蛋白也顯示，微圖案組的成骨率高于隨機分布組和空白組，且條紋組的成骨表達水平最高，如圖12所示。此外，仿生骨組織工程材料的結構也具有良好的骨傳導性。因此，在仿生骨組織工程材料成分、形貌和結構的共同作用下，可誘導生成更多的膠原和骨樣組織，從而形成骨小梁，最終促進新骨組織的再生。

4 結 論

本研究開發了一個有效的組織工程平臺來調控干細胞行為和誘導新骨再生。將形貌可控的礦化HANPs高度有序地排列成幾何微圖案，并大規模地整合在仿生骨組織工程材料內，以模擬天然骨的組成和微納米拓撲結構。通過體外礦化促進鈣磷在微圖案表面的選擇性沉積和富集，從而增強其微納結構的調控作用。礦化HANPs微圖案可大范圍地限制rMSCs的形態和取向分布，誘導其成骨和成血管分化。

更重要的是，本研究首次證明了礦化HANPs微圖案可用于大規模調節體內血管生成和骨形成，而且具有條紋狀微圖案結構的仿生骨組織工程材料表現出更顯著的促血管化骨再生能力。此外，該材料具有很強的制作可行性，在現有和新興的生物醫學領域將具有突出的臨床應用價值。

圖12 基于免疫熒光標記的仿生骨膜材料的成骨和成血管能力評價Fig.12 Evolution on the ability of osteogenesis and angiogenesis gene expression of biomimetic bone periostea based on immunofluorescence labeling