3D打印復(fù)合支架促進骨形成和血管化

來源： EngineeringForLife

骨缺損治療的支架應(yīng)支持血管化和促進骨形成，以促進轉(zhuǎn)化為生物醫(yī)學(xué)設(shè)備應(yīng)用,。目前用于骨缺損治療和骨再生的生物材料支架迫切需要改進,，以增強組織整合,、血管化和骨形成,，同時最小化材料的復(fù)雜性。但傳統(tǒng)支架在提供足夠的通道結(jié)構(gòu)以有效的營養(yǎng)供應(yīng)和廢物清除方面往往面臨限制,，因此含有通道的生物材料支架已經(jīng)成為一種潛在的解決方案,。基于此,，澳大利亞莫納什大學(xué)Neil R. Cameron,、Mikaël M. Martino提出了一種新方法，利用3D打印水溶聚乙烯醇（PVA）犧牲模具,，設(shè)計具有微通道和多尺度孔隙率的聚合高內(nèi)相乳液（polyHIPE）支架,。使用熔融沉積模型生成兩個犧牲模具變體（250 μm和500 μm），填充HIPE,，隨后溶解以生成含有微通道的polyHIPE支架,。體外評估顯示，細胞浸潤,、增殖和成骨分化顯著增強,，強調(diào)微通道對細胞行為的良好影響。成骨因子BMP-2實現(xiàn)較高的負載效率和可控釋放,，微通道促進生長因子的釋放,。對小鼠臨界大小的顱骨缺損模型的評估顯示，在含有BMP-2的微通道支架中,，血管化和骨形成增強,。綜上，本研究不僅介紹了一種在polyHIPE支架中創(chuàng)建多尺度孔隙率的可行方法,，而且強調(diào)了其增強細胞浸潤,、控制生長因子釋放和體內(nèi)性能的能力。以上發(fā)現(xiàn)表明,，polyHIPE支架在骨組織工程和再生醫(yī)學(xué)中有很好的應(yīng)用前景,，并有望促進這類生物材料支架的轉(zhuǎn)化,。

相關(guān)研究內(nèi)容以“Bioactive Polymer Composite Scaffolds Fabricated from 3D Printed Negative Molds Enable Bone Formation and Vascularization”為題于2024年7月30日發(fā)表在《Acta Biomaterialia》。   

圖1 含微通道的多孔DPEHA支架制備

PVA細絲的3D打印產(chǎn)生在水平面上0,、90度觀察到層狀垂直支柱,，支柱直徑分別為250 μm和500 μm（圖1A）。在高內(nèi)相乳液（HIPE）紫外光聚合,、負模溶解和支架脫水之后，由此產(chǎn)生的微通道穿過垂直軸和水平軸上在整個支架相互連接（圖1B）,。SEM圖像顯示,，兩個支架通道表面上有小開孔，直徑為250 μm（250μC）和500 μm（500μC）的微通道,。

圖2 多尺度孔隙度DPEHA polyHIPE支架的形態(tài)學(xué)特征

PolyHIPE材料的形態(tài)學(xué)特征在所有三種支架變化中都很明顯,，如圓形和清晰的孔隙（圖2 A）。對支架材料孔徑直徑的測量表明,，所有材料的孔尺寸都相似且正偏態(tài)分布,，表明犧牲模板對內(nèi)孔隙直徑的分布沒有顯著影響（圖2B）。  

圖3 含/不含微通道的DPEHA polyHIPE支架的力學(xué)表征

支架的壓縮模量,、極限壓縮屈服強度和應(yīng)力-應(yīng)變曲線的測量值如圖3所示,。結(jié)果顯示，-μC,、250μC和500μC支架之間的壓縮模量沒有顯著差異(圖3A）,。與非通道材料相比，250μC和500μC支架的極限抗壓強度均顯著降低（圖3B）,。所有支架變化的應(yīng)力-應(yīng)變曲線均顯示出韌性材料具有相當(dāng)大的彈性變形特征（圖3C）,，其J形非線性曲線代表polyHIPEs和其他生物材料的拉伸試驗應(yīng)力-應(yīng)變曲線。250μC和500μC支架在給定的應(yīng)變值下均表現(xiàn)出較低的應(yīng)力值,，表明隨著在材料中引入微通道,，機械響應(yīng)發(fā)生改變。   

圖4 多尺度孔隙度DPEHA polyHIPEs支架的體外評價

為了研究支架中的微通道是否能增強細胞在生物材料內(nèi)部的遷移和定植,，本研究將MG63骨肉瘤細胞接種到支架表面,，培養(yǎng)長達28天（圖4A）。H&E染色顯示,，與非通道支架相比,，細胞浸潤到更多的內(nèi)部區(qū)域；相反,，在沒有通道的支架中,，只有少數(shù)細胞浸潤到靠近支架表面的空隙中（圖4B）。SEM證實在單個通道內(nèi)存在細胞,，并觀察到密集的ECM層在通道表面和空間上擴散（圖4C）,。用刃天青還原試驗測定支架培養(yǎng)4周后,，支架中的細胞活力和增殖情況（圖4D）。結(jié)果與組織學(xué)結(jié)果一致,，支架在整個培養(yǎng)期間均表現(xiàn)出高活力,。   

圖5 DPEHA polyHIPE支架中BMP-2的負載效率和累積釋放譜

接下來，本研究探索了負載BMP-2的polyHIPE支架的加載和釋放,，以估計植入后可能發(fā)生的釋放譜,。在所有支架中均觀察到相對較高的加載效果，-μC,、250μC和500μC通道支架的負載效率無顯著差異（圖5A）,。在最初的24小時內(nèi)，所有的支架均表現(xiàn)出總負載BMP-2的低突發(fā)釋放,，500μC支架的BMP-2累積釋放百分比最高,，其次是250μC，-μC支架的釋放譜最低（圖5B）,。

圖6 微通道DPEHA polyHIPE支架中MSC的浸潤和成骨分化  

微通道PolyHIPE支架沉積在MSC單層上,，將細胞在含有BMP-2的成骨分化培養(yǎng)基中培養(yǎng)3周（圖6A）。在培養(yǎng)的第21天,，H&E染色顯示,，與非通道PolyHIPE支架相比，微通道PolyHIPE支架中的細胞浸潤到更多的內(nèi)部區(qū)域（圖6B）,。此外,，通道支架中較高的細胞浸潤翻譯較高水平的晚期成骨細胞分化標(biāo)志物骨鈣素（圖6C、D）,。

圖7 DPEHA polyHIPE支架植入顱骨缺損的血管化研究

本研究通過微注射MV-122,，結(jié)合高分辨率X線CT，觀察犧牲模板polyHIPE支架獲得的三維血管網(wǎng)絡(luò),。血管包圍非負載支架的表面并靠近上下表面,，包圍了polyHIPE支架的側(cè)面。-μC/- BMP-2支架的血管主要在支架外表面,。相比之下,，250μC/-BMP-2和500μC/-BMP-2支架在整個支架上都有廣泛的、相互連接的血管浸潤（圖7A,、B）,。

圖8 微通道DPEHA polyHIPE支架誘導(dǎo)骨形成的定量研究

接下來，用較低分辨率（20 μm）的顯微CT掃描植入物,，以量化支架誘導(dǎo)的新骨生長（圖8 A）,。在沒有BMP-2的支架中，非通道組和通道組在缺損覆蓋,、新骨總體積和垂直骨增加方面沒有顯著差異,，而所有BMP-2組均表現(xiàn)出更大的缺損覆蓋范圍和更多新骨形成（圖8B,、D）。此外,，與通道較小的支架相比,，通道較大的支架骨形成顯著增加（圖8C）。與有BMP-2但沒有微通道的支架相比,，有BMP-2和微通道的支架的骨增強量增加近10倍（圖8D）,，表明微通道顯著促進新骨形成。然后對顱骨組織進行組織學(xué)處理,，用Masson染色以進一步檢查polyHIPE支架內(nèi)的新骨形成和細胞浸潤（圖8E）,。   


全文小結(jié)
綜上所述，本研究將乳劑模板與可提取的3D打印結(jié)合,，制備了用于骨組織工程的具有多孔孔隙度的聚合物支架,。所得到的支架有一個由乳化液模板產(chǎn)生的完全互聯(lián)的微孔網(wǎng)絡(luò),，以及一個直徑為250或500 μm的相互連接的網(wǎng)狀微通道網(wǎng)絡(luò),。在體外，骨肉瘤細胞（MG63）能夠更好地穿透微通道支架并填充支架內(nèi)部,。同樣,，骨源性MSCs可以從單層培養(yǎng)向上遷移到非通道支架中，增殖并顯示成骨標(biāo)記物,。小鼠顱骨缺損模型結(jié)果表明,，當(dāng)添加骨誘導(dǎo)因子BMP-2時，微通道支架的骨誘導(dǎo)作用更大,，以及微通道支架促進血管化,。在500μm+ BMP-2中，8周后顱骨缺損幾乎完全閉合,�,？傊�，本研究結(jié)果表明,，乳劑模板和負模通道的結(jié)合產(chǎn)生了很有前途的骨組織工程支架,。


文章來源：
https://doi.org/10.1016/j.actbio.2024.07.038