摘要：伤口的快速止血和愈合对人类的生命保障和身体健康有十分重要的影响,使得伤口护理材料的研究备受关注。其中,从动植物中提取或由生物基单体合成而得的生物基高分子材料,因具有良好的物理性能、生物活性、生物相容性、生物降解性和生物可吸收性等优点,被人们通过物理或化学方法,进行改性或药物负载,制成具有止血、杀菌、保护和促进伤口愈合等功能的止血材料和伤口敷料。本文从化学组成、制备方法、材料结构、评价方法和生物活性等多角度综述了近年来(特别是近5年来)聚乳酸、壳聚糖、海藻酸钠、透明质酸、蛋白质和聚磷酸盐等常见的生物基高分子在止血材料和伤口敷料方面的国内外研究进展,并分析对比了国内外研究水平。展望未来的研究和发展方向,在原料的种类拓宽、材料的多功能化和仿生化等方面仍待努力。

伤口按位置可分为体外伤口和体内伤口,按愈合速度可分为急性伤口和慢性伤口,不同类型的伤口需使用不同的敷料进行对症治疗[1,2]。伤口愈合包括止血、炎症、再上皮化、血管新生、胶原沉积和基质重塑等过程[1]。因此,理想的伤口敷料应支持伤口愈合的全过程,以帮助实现止血、抗菌、细胞增殖和组织再生[3]。伤口的不可控出血造成的死亡,占战场上所有死亡人数的50%和平民创伤致死人数的39%,是创伤相关死亡的主要原因,解决该问题是军事和民用医学面临的最具挑战性的难题之一[4,5]。士兵在战场上遭受创伤后10 min内即可失血休克,平民在入院后15 min内因出血而死亡的比例高达35%,故早期干预止血十分重要[6,7]。此外,糖尿病和癌症等多并发症疾病发病率越来越高,造成伤口愈合功能障碍的风险也越来越高,使得止血后的伤口治疗同样显得尤为重要[1,8]。

虽然伤口敷料已在战场和临床中得到广泛的应用,但是由于许多商用敷料都有其局限性,如对于形状不规则、不适于使用止血带的体内深处伤口往往无效[9],故科学家和工程师们一直致力于开发更高效、多功能、多目标应用的伤口敷料[3,10]。目前,已开发出泡沫、海绵、电纺纤维膜、薄膜、粉末微粒和水凝胶等多种形态的伤口敷料,所用材料品种繁多。其中,聚乳酸(PLA)、壳聚糖(CS)、海藻酸钠(ALG)、透明质酸(HA)、蛋白质和聚磷酸盐(PolyP)等生物基高分子材料,因具有良好的物理性能、生物活性、生物相容性、生物降解性和生物可吸收性而备受关注[11,12]。基于本课题组在生物基材料合成与生物医学应用方面的研究[13],特别是聚乳酸在止血材料方面的近期研究[14],以及国内外最新的相关研究成果[15],本文对生物基高分子型止血材料和伤口敷料的成分、制备方法、结构和生物活性进行了较为全面的总结和展望,以期为开发性能更好的止血材料和伤口敷料提供参考。

2 聚乳酸类

聚乳酸(PLA)是一种常见的生物基高分子材料[16,17],由于具有优异的生物降解性[18⇓~20]、生物安全性[21⇓~23]和容易改性[24]等性能,而被应用于制备伤口敷料[25]。除了纯聚乳酸(结构如图1a)被用于伤口敷料的研究外,常见的聚乳酸-聚乙二醇(PLA-PEG,结构如图1b)和聚(乳酸-乙醇酸)(PLGA,结构如图1c)以及更多改性聚乳酸均在该领域备受关注。

2.1 纯聚乳酸

纯PLA纤维膜可以与纯棉纱布一样用作伤口敷料,日本Yagi等[26]对比了日本东丽工业公司开发的无纺PLA布和常见的人造丝纱布用作伤口敷料的止血性能。将两种敷料铺于小鼠的肝脏切面时,发现纤维直径低至1 μm的无纺PLA布比纤维直径约12 μm的人造丝纱布更柔软,而且更容易黏附在伤口表面。更重要的是,无纺PLA布的平均止血时间和平均出血量分别仅为270 s和0.7 g,而人造丝纱布的则分别为495 s和2.1 g。此外,在电镜下也可观察到无纺PLA布上的红细胞黏附性明显比人造丝纱布上的好,表明纯PLA无纺布可用作诸如肝脏微创手术等不可压缩出血部位的止血材料。

如果把敷料的纤维尺寸从微米级降低到纳米级,则可缩短PLA止血材料在体内伤口的降解和吸收时间,但是会带来PLA敷料容易爆裂的问题。为了克服这个缺点,日本Okamura等[27]通过先制备聚左旋乳酸(PLLA)与海藻酸钠(ALG)交替的多层膜、再洗脱ALG层的工艺,制得了附着力很高、柔韧性很好的多层PLLA纳米片,该纳米片厚度可低至230 nm,用作止血敷料时,其可减少肝脏损伤后的组织粘连。

中国科学院长春应用化学研究所丁建勋等[28]在纯PLA上物理负载10 wt%阿托伐他汀,制得的多孔PLA膜可阻止受损组织与周围组织之间纤维蛋白的桥连接,同样能有效阻止腹膜粘连,可防止器官功能失调等常见的术后并发症。物理负载常规止血药则不仅可阻止组织粘连,还可提高PLA的止血效果。哈尔滨理工大学巩桂芬等[29]则在PLA无纺布敷料上负载了中药白芨提取多糖,所得敷料在兔耳动脉出血模型试验中的出血时间为19 min,失血量为2 mL,而生理盐水对照组的则分别高达60 min和7 mL。

德国Schneider等[30]将聚(左旋乳酸-co-外消旋乳酸)分别与肾上腺素(AD)和氨甲环酸(TA)止血剂进行物理共混,制成薄而柔软的电纺纤维膜敷料。测试结果表明,AD和TA在该敷料上的负载量可分别高达20 wt%和50 wt%,释放率可分别达到50%和85%。该敷料的拉伸强度可达到14 MPa以上,细胞毒性低、止血速度快,特别适用于耳鼻喉科手术中手术通道小和伤口敷料难固定的情况。最近有研究表明,负载了三维多孔状金属有机骨架Ag+离子的纯PLA纤维,也可持续杀灭EC和SA等细菌,并且在大鼠活体实验中显著加快感染伤口的愈合速度[31]。

在PLA纤维的基础上,还可制得其他形状的止血材料。例如,韩国Lee等[32]在电纺PLA纤维上包覆透明质酸-氯化铁混合物,制得一种凝胶微粒。该凝胶微粒可在外部磁场作用下像血小板一样,靶向聚集在出血位置,生成稳定的人工血栓,且可使血栓模量提高300%、硬度提高50%,起到类似纤维蛋白增加血栓强度的作用,从而有助于止血过程。

美国Lavik等[33]直接以纯PLA颗粒为核,以黏附多肽为壳,开发了一种止血纳米颗粒。与空白组相比,该颗粒可减少小鼠伤口的出血量并提高受伤小鼠的存活率。更重要的是,这些颗粒在50 ℃的温度下储存7 d后,仍然可以保持原有的100~500 nm的球形粉末,并且在大鼠肝脏损伤模型测试中仍能有效止血并提高存活率,表明该PLA止血材料有望在恶劣的储存和使用环境中,如在气温高达50 ℃的阿富汗战场发挥良好的止血效能。

2.2 聚乳酸-聚乙二醇

由于纯PLA本身具有韧性差、亲水性差和降解速率低等缺点[34],为了扩大其应用范围,用亲水性更好的聚乙二醇(PEG)来改性PLA[35],可使PEG改性的PLA共混物[36]或共聚物[37]在生物医学领域的应用比纯PLA更为广泛。

共混是常见的较为简便有效的方法。例如,保加利亚Rashkov等[38]把PLA和PEG2000按质量比为80%∶20%溶解于二氯甲烷(DCM)/二甲基亚砜(DMSO)混合溶剂中,再分别掺入小分子药物双氯芬酸钠(DS)、盐酸利多卡因(LHC)、苯扎氯铵(BC)或DS/LHC、DS/LHC/BC组合,制成电纺纤维膜。体外药物释放试验结果表明,负载组合药物样品的释放速度比负载单一药物的慢,原因可能是药物之间的离子相互作用,这一发现为调节伤口敷料上的药物释放速度提供了思路。

泰国Phaechamud等[39]也进行了类似的共混研究,他们在PLLA∶PEG400质量比为40%∶60%的DCM混合溶液中加入聚合物的15 wt%硫酸庆大霉素(GS)或3 wt%甲硝唑(MZ)后,用玻璃板涂膜法在60 ℃下使DCM挥发,制得载药多孔膜。该膜料孔径约20 μm,孔隙率约50%,其结晶率、水蒸气/氧气透过率、降解速率和药物释放能力都比PLLA膜的得到改善。载GS多孔膜对金黄色葡萄球菌(SA)、奇异变形杆菌和绿脓杆菌有抑制作用,载MZ多孔膜对脆弱拟杆菌有抑制作用,并且抗菌活性可持续7 d。因此,该PLA基抗菌多孔膜可作为敷料用于伤口治疗。

不仅如此,Phaechamud等[40]还研究了PLLA-PEG400多孔膜的成孔机理。他们发现,当DCM的挥发剩余质量为PEG400的2.67倍时,PLLA-PEG400溶液开始产生相分离;当DCM的挥发剩余质量等于PEG400时,溶剂相开始趋于规则的圆孔状。因此,可以通过调整聚合物和溶剂的种类、比例、挥发速度来控制多孔膜的结构,以获得不同透气率、降解速率和药物释放率的伤口敷料。

通过化学改性制得的PLA-PEG嵌段共聚物同样具有良好的生物相容性,既不会引起红细胞溶解,也不会导致纤维蛋白原构象变化[41],可用于制备伤口敷料。例如,汕头大学许开天等[42]在PLA末端接上丁二醇,再与六亚甲基二异氰酸酯封端的PEG6000反应,生成交替嵌段共聚物(alt)或无规嵌段共聚物(ran)。由于alt的结构更规整,测试结果表明alt的结晶性能和机械性能比ran好;同时,alt的亲水性、吸水率、细胞相容性和治疗效果也比ran好,原因可能是交替结构可增强相分离,既诱发了更多的PEG链段聚集在材料表面,又提供了更粗糙的表面。动物实验组织学分析结果表明,alt和ran用作伤口敷料时,均比纱布有更好的治疗效果,因为它们可以为伤口提供水分充足、无脱水风险的环境,从而有利于细胞的附着、存活和增殖。

2.3 聚(乳酸-乙醇酸)

PLGA是一种公认的、成熟的、可生物降解和生物相容的PLA基改性共聚物[43],具有优良的物理和机械性能,已被美国食品药物管理局批准广泛应用于生物医学领域[44],如药物负载[45]、手术缝合线、组织抗粘连屏障和其他体内植入物。当然,也常被用于制备伤口敷料,但一般也需要先通过改性提高其亲水性[46]或组织黏附性[47]。其中,与天然高分子材料共混是常见的方法[48]。

中国台湾刘士荣等[49]多年前即发现,PLGA/胶原蛋白(COL)共混物的电纺纳米纤维膜对大鼠的开放性伤口愈合有促进作用。墨西哥Ganem-Rondero等[8]通过双乳液溶剂蒸发法,制备的负载了血小板裂解液的PLGA水凝胶敷料,在小鼠皮肤缺损模型测试中,可提供半封闭的湿润环境,使伤口从第7 d开始即明显消失,而且没有小鼠出现明显的体重下降或感染现象。

明胶(GEL)可用于改善PLGA的溶胀性、亲水性和降解性。例如,墨西哥Castell-Rodriguez等[50]制备了PLGA∶GEL的比例为9∶1、7∶3和5∶5的电纺伤口敷料,观察到7∶ 3的敷料上,细胞有最显著的增殖速率,并且在动物活体实验的第八周可完全降解消失;而中科院长春应化所黄宇彬等[51]则使用负载了顺铂的PLGA/GEL电纺纤维作为骨架,放入CS/GEL共混物的醋酸凝胶溶液中,加入β-甘油磷酸二钠调节凝胶溶液的pH值至中性,再加入CaCl2以提高止血效果,然后使用京尼平作为交联剂使纤维骨架和凝胶溶液产生交联,最后冻干制成三明治结构的海绵/纤维/海绵复合材料(CFSC)。CFSC的海绵结构不仅可以实现肿瘤切除手术创口的快速止血,还可吸收手术过程中散播的肿瘤细胞,防止肿瘤细胞进入血液而带来的远处转移风险,其纤维骨架则可保持材料的强度以及持续释放顺铂来杀死肿瘤细胞,可作为肿瘤切除手术的止血和化疗协同方案。

以色列Zilberman等[52]则在多孔状PLGA面层和海绵状COL底层复合材料上负载GS,并用不同剂量的γ射线进行照射,发现在室温下10或25 kGy的辐照剂量不会对该复合材料的药物释放、吸水率、透气率和机械性能带来明显的变化,表明该材料在用作伤口敷料时,配合使用γ射线杀菌是可行的,因此可推进PLGA材料在伤口护理领域,特别是烧伤伤口护理领域的应用。

伊朗Soleimani等[53]制备了PLGA/GEL核芯上包覆表皮生长因子(EGF)的核-壳纤维膜,发现这种纤维膜的机械性能类似于人体皮肤,与商业伤口敷料相比,其不仅具有更优异的血液凝固和血小板黏附性功能,还具有包封和释放EGF的能力,并且有更高的COL表达能力,是用作皮肤组织工程支架和伤口敷料的理想材料。

也有PLGA与合成高分子或者无机材料共混而应用的报道。例如,中科院化学所韩志超等[54]在PLGA和PLA-PEG共混物制成的纤维膜上,包覆含有甘油的羧甲基壳聚糖(CMC)海绵层制成止血材料,发现该材料可以很容易地黏附到伤口表面,并且具有很好的止血能力。通过大鼠肠道侧壁缺损模型测试发现,大鼠术后10 d的肠道组织粘连可从空白对照组的93%降低至17%,表明该止血材料具有良好的防粘连效果。

上海交通大学贾伟涛等[55]则在PLGA/硼酸盐棉状复合纤维上负载Cu2+和维生素E(VE),制备了一种新型有机/无机复合敷料。体外测试结果显示,该敷料可以很好地控制释放Cu2+和VE。小鼠全层皮肤缺损伤口愈合试验结果表明,该敷料对刺激血管内皮生长因子的分泌、血管生成基因的表达、静脉内皮细胞的形成和皮肤上皮细胞的生长具有明显的增强作用,是一种有前景的伤口敷料。类似地,华东理工大学张洪波等[56]在PLGA/纳米介孔二氧化硅复合纤维上负载穿心莲内酯,制得的复合敷料的机械性能和亲水性均比纯PLGA的好,并且在小鼠背部全层皮肤缺损模型测试中,明显表现出比空白对照组更好的抗菌、促进再上皮化和伤口愈合功能。

化学改性PLGA后再进行应用,也有相关研究报道。例如,天津大学冯亚凯等[57]通过在PLGA表面接枝透明质酸(HA),开发出一种纤维碎片(PLGA-HA FFS),发现阿奇霉素(AZ)在PLGA-HA FFS上的负载率可达83%,并能在21 d的体外药物释放测试中持续释出。负载AZ的PLGA-HA FFS在小鼠肝脏损伤止血模型测试中的止血时间为(28 ± 2) s,而商用止血剂的为(50 ± 7) s或以上。同时,其溶血率小于2%,比公认可接受的5%溶血率更低。它还能促进L929细胞的生长、不对RAW 264.7细胞带来明显的毒性、促进抗炎细胞因子IL-10的分泌和抑制促炎性细胞因子TNFα的分泌。因此,该方案可同时实现有效止血、抗感染和免疫调节等多项功能。

2.4 其他改性聚乳酸

除了常见的PLA-PEG、PLGA类材料外,科学家们还使用多种物质来改性PLA,以制备伤口敷料。其中,酯类化合物因为跟PLA一样含有大量的酯基,与PLA有较好的相容性,常被用来与PLA一起共混而制备医用敷料[58]。聚己内酯(PCL)是最常用的PLA改性聚合物之一,这是因为其不仅具有生物相容性和生物降解性等优点,还有很好的弹性和力学性能,特别适用于改善PLA的脆性。为了解决PLA/PCL共混敷料的抗菌性问题,可以添加抗菌剂。例如,广州医科大学陈晓明等[59]利用PLA/PCL共混纳米纤维负载银离子,制成的敷料不仅具有良好的亲水、吸水、保湿和透气性,还能有效杀灭SA和大肠杆菌(EC)。巴基斯坦Khan等[60]则制备了一面为PLA,另一面为PCL,并且双面均负载VE醋酸酯的模拟细胞外基质双层敷料。他们发现,添加VE醋酸酯可提高PLA和PCL的降解速率,但不影响敷料的吸水能力。鸡受精卵发育试验结果证明,含VE醋酸酯的双层敷料可促进血管的生长。英国Edirisinghe等[61]在PLA∶PCL质量比为70%∶30%的混合物中掺入亲水性细菌纤维素(BC),将PLA/PCL/BC三元混合物制成筒状无纺纤维伤口敷料后,发现当BC含量高达30 wt%时,敷料仍具有很好的物理强度。然而,在二元混合物PLA/BC中,当BC含量大于10 wt%时,材料强度即会明显下降,这证明PCL有助于PLA材料的应用扩展。

还有关于使用其他酯类聚合物与PLA一起制备伤口敷料的报道。例如,云南民族大学陈海云等[62]将PLA与聚(碳酸三亚甲基酯)按质量比为70%∶30%混合,制成了胶膜敷料。他们发现,该敷料具有很好的透气性和舒适度(伸长率和形变特性)。小鼠体内试验结果证明,该敷料不仅对伤口止血和预防感染有积极作用,还能促进L6细胞、成纤维细胞和伤口内的表皮干细胞生长。小鼠血液的免疫球蛋白、转氨酶和肌酐等11项指标测试结果表明,该敷料对小鼠的肝脏和肾脏无害,表现出良好的可生物降解性和生物相容性。

多羟基化合物大多具有良好的亲水性,也可用于改善PLA医用材料的性能。其中,天然纤维素及其改性物质均可用于改性PLA,以制备性能良好的伤口敷料[63]。例如,天津理工大学林佳弘等[64]将PLA纤维、天然棉纤维以及天然来源的天丝纤维混合制成无纺布后,再在无纺布表面涂覆CS/纳米银抗菌涂层制成抗菌止血敷料。该敷料在大鼠股动脉损伤模型测试中的止血时间约为180 s,比棉布的380 s明显缩短,并可持续抗菌。

埃及El-Sherbiny等[65]则在PLA与醋酸纤维素(CA)质量比为70%∶30%的溶液中加入3 wt%的疏水性百里香醌(TQ)抗菌剂后,制成纳米纤维膜敷料。由于CA具有良好的亲水性,使得敷料中TQ的体外释放率在24 h内可达到55%,从而在圆盘扩散法抗菌测试中,可明显观察到对SA和EC形成的抑制区。在小鼠背部伤口愈合试验中,该敷料可使细胞增殖率在7 d时达到60%,增加组织再上皮化和肉芽组织的形成,可显著促进伤口愈合。

由淀粉水解而得的亲水性β-环糊精(β-CD)也可改性PLA基敷料。四川农业大学刘耀文等[66]用β-CD包埋有机抗菌剂肉桂醛(CI)后,再与PLA共混,制成了PLA/CI/β-CD复合敷料。研究结果表明,该敷料的水接触角约为19.2°(相同测定条件下PLA水接触角约为100°),具有合适的亲水性,从而使CI的20 h释放率控制在60%左右,并且在实现80%以上杀菌率的同时,仅有低至3%以下细胞死亡率的细胞毒性。

除上述天然来源多羟基化合物外,合成多羟基化合物也可用于改性PLA伤口敷料[67]。例如,阿根廷Goyanes等[25]制备的一面为PLA,另一面为聚乙烯醇(PVA)的不对称疏水/亲水纤维膜敷料,PLA面的水接触角为122°,而PVA面的水接触角低至44°,使该敷料可同时实现伤口的渗出液吸收和水分流失控制。此外,敷料还具有高达65%的O2透过率和低细胞毒性,有助于伤口愈合。

印度Doble等[68]在PLA与超支化聚丙三醇(HPG)质量比为80%∶20%的溶液中加入10 wt%姜黄素(Cur),制得纳米纤维膜敷料。该敷料的水接触角为68°,明显比同条件下PLA的108°低,具有较好的亲水性;Cur的12 h释放浓度可达到25 μg/mL,能消除伤口炎症,促进伤口的细胞黏附、存活和增殖,故具有作为治疗急性/慢性糖尿病患者伤口敷料的潜在优势。

暨南大学周长忍等[22]将八(3-羟丙基)-多面体低聚倍半硅氧烷(POSS)功能纳米粒子与PLLA共混物,制成了纳米纤维。他们发现,POSS在增强PLLA强度和韧性的同时,还有助于形成多孔纤维。小鼠全层皮肤损伤模型测试结果表明,PLLA/POSS敷料有助于血管生长,显示了其在伤口愈合和再生医学中应用的潜力。

很多胺类化合物具有生物活性,用来与PLA一起制备敷料,往往能获得更多的生物性能。例如,GEL是天然胶原在部分水解后得到的产物,含有多种氨基酸单元。安徽医科大学章新琼等[69]已在临床试验中证实,PLA与GEL质量比为70%∶30%的共混仿生纳米纤维膜可促进下肢静脉曲张溃疡创面再上皮化,加速创面结痂,可明显缩短创面愈合时间,减少换药次数。

聚多巴胺(PDA)作为生物基聚合物,被西安交通大学雷波等[70]沉积在负载了Cur的PLLA-聚(柠檬酸-硅氧烷)纤维表面上,进一步制得弹性敷料。该敷料的水接触角约为72°,可提供合适的细胞黏附力,最大抗拉强度为(3.41 ± 0.05) MPa,与正常皮肤的相当;其在全血凝血试验中的凝血指标(BCI,数值越低,凝血效果越好)明显比纱布的更低;在小鼠背部全层皮肤缺损模型测试中,可使伤口在11 d内完全愈合,而商用3M TegadermTM组则需要16 d;而且组织学检查结果表明,其对小鼠肝、脾、肾、心和肺等关键器官无体内毒性。更重要的是,在光热化疗测试中,该敷料的温度可迅速升高,并稳定在约48 ℃,可使A375黑色素肿瘤细胞活力下降到12.8%,自由基清除率达到93.9%,同时对皮肤组织损伤很少,表明其能在治疗皮肤肿瘤、细菌感染引起的创面中,用作多功能的生物活性伤口敷料。

保加利亚Rashkov等[71]用N,N-二甲胺基-2-乙基甲基丙烯酸酯(DMAEMA)聚合后,再与PLLA(或聚右旋乳酸)反应,制得两种二嵌段共聚物(基本结构式如图2a)。由于聚合物中大量N,N-二甲胺基的存在,这些共聚物制成的电纺纤维均具有止血和抗菌性能。

最近,本课题组[14,72]分别使用含有氨基的氨甲环酸(TA)和氨甲苯酸(ABA)等临床上已经成熟的小分子止血药物作为乳酸单体(LA)的共聚单体,通过一次投料直接熔融缩聚法,制备了一系列摩尔投料比n(LA)/n(TA or ABA)为95/5、90/10、80/20、70/30、60/40和50/50的聚乳酸基止血微粒,并通过红外光谱和核磁共振等测试证实所得产物确实是LA与TA或ABA的共聚物P(LA-co-TA)或P(LA-co-ABA)(结构式如图2b、2c)。这些微粒的粒径约 8~30 μm,具有不规则的形状和适度的孔洞结构。在全血凝血时间测试中,某些止血微粒的止血时间与TA或ABA单体的止血时间相当,显示出了良好的止血性能。在猪肝脏切口出血模型中,某些止血微粒可快速吸收伤口渗出液并实现止血,且在5 min内形成一层黏附性很好的血痂状伤口保护膜。此外,这些材料在37 ℃的pH = 7.4的PBS缓冲溶液中表现出良好的降解性能,可持续释放出TA或ABA止血单体,从而可提供长效的止血功能。

北京服装学院贾清秀等[73]则先通过直接熔融缩聚法,使用衣康酸、癸二胺和丁二胺合成生物基聚酰胺(BDI),再与PLA一起制成了载银离子的PLA/BDI/PLA三层纤维膜医用敷料。该敷料在细胞毒性测试中不显示毒性,细胞相对增长率能达到1级(75% ~ 99%)水平,且能长效地明显抑制具核梭杆菌的生长。

3 多糖类

3.1 壳聚糖类

壳聚糖(CS)作为一种生物质资源,来源十分丰富[74],可通过甲壳素脱乙酰化或在真菌中提取等途径制得[75],用途广泛[76],特别是在食品[77]、医药[78]等领域。其中,利用CS本身具有的止血功能,以其为原料制得的伤口敷料,具有可止血、可生物降解、生物相容和抗菌等优点[79]。例如,土耳其Abacioglu等[80]通过大鼠股动脉出血模型测试,发现在实验的前4 min内,纯CS组的止血率为90%,而空白对照组和商用止血剂Ankaferd组的则分别为40%和100%。

西南科技大学马家骅等[81]从蜣螂中提取制得脱乙酰度为11.69% ± 0.14%的壳聚糖,在小鼠肝脏出血模型中的止血时间为(37.60 ± 4.39) s,而医用纱布的高达(152.80 ± 12.83) s。广东海洋大学胡章等 [82]则使用血浆复钙分析法,对比了多种CS的凝血效果,发现分子质量高(105 ~ 106 g·mol-1)且分布窄的中等脱乙酰度CS及其酸式盐具有较强的促凝血作用。总之,由于CS的止血机制不依赖于患者本身的凝血途径和功能[78],使得这种天然材料在止血应用中具有很大的开发潜力。

另外,纯CS本身也可载药后用于凝血,使材料多功能化。例如,长春理工大学何秀霞等[83]在不同分子质量的纯CS上负载迷迭香提取物后,将其制成了多孔干凝胶,发现所有样品对SA、EC和沙门氏菌均具有较为明显的抑菌效果,且低分子质量CS与高分子质量CS的抑菌效果差异不大。同时,高分子质量CS的BCI比低分子质量CS的低20%左右,具有更好的凝血效果,该发现与上述胡章等[82]的研究结果吻合。

不仅如此,不同物质改性CS亦可使材料获得更多的功能,在减少伤口感染和加速伤口愈合方面显示出了良好的应用前景,更是当前的研究热点。例如,美国King等[84]通过4-十八烷基苯甲醛在CS主链上引入了取代度为2.5%的N-十八烷基苯侧链,所得改性CS粉在小鼠肝脏严重损伤出血创面模型中,显示出快速止血、减少失血和增加生存率的性能。尽管对CS进行烷基化改性可提高其止血活性,但长烷基链会降低CS的亲水性。

如果利用羟基化合物对CS进行羟基化改性,不仅可提高其止血活性,还可保持其亲水性[85]。其中,利用酚酸类化合物(如没食子酸[11])与CS游离氨基的反应,是在CS上引入酚羟基而实现羟基化的化学改性方法之一。例如,韩国Lee等[86]通过氢化咖啡酸在CS主链上引入邻苯二酚羟基,制备了止血性能良好的水凝胶敷料。但是,这种正电荷含量高的改性CS会引起免疫蛋白的不受控吸附,可导致体内的炎症免疫反应,在临床应用中应予以克服。因此,Lee等[87]又在CS主链上引入了大量的乙二醇侧基,在保持止血效能的同时,有效地降低了组织的免疫反应。这是因为乙二醇单元可通过氢键紧密地形成表面水合层,阻止了免疫蛋白和细菌的非特异性吸附。

用天然多羟基聚合物对CS进行羟基化改性,既保持其止血活性,又提高其亲水性,这方面也有文献报道。其中,常见的改性方法是进行共混[88]。例如,南开大学王连永等[89]将N-十二烷基CS与氧化葡聚糖共混,制得了亲水性水凝胶敷料,其在大鼠肝脏损伤出血模型测试中显示了很好的体内止血活性,在大鼠感染性全层皮肤损缺模型测试和组织切片检查中也表现出良好的组织黏附性、细胞相容性、促进肉芽生长和胶原沉积能力,且对SA和铜绿假单胞菌的杀灭率分别达到95.0%和96.4%,故具有止血和防止创面感染的应用潜力。美国Elsabahy等[90]使用β-CD聚酯与CS共混制成水凝胶敷料,该敷料在大鼠、兔和猪伤口的止血时间分别约为30、150和30 s,而相应的商业伤口敷料Surgicel®的分别高达90、260和95 s。

合成多羟基聚合物PVA,是一类无毒、水溶性的高分子材料,广泛应用于真空抽吸敷料、植入式医疗器械等领域,也可用于改性CS[91],特别是使用共混法得到止血材料[92]。例如,印度Datta等[93]将CS、PVA和TA混合溶液制成纤维状止血材料,TA以固体形式分散于纤维中,其10 h释放率可达90%。在全血凝血时间试验中,样品组的凝血时间仅为(167 ± 6) s,而空白对照组的则为(253 ± 6) s。中国科学院赵晓丽等 [94]则以三聚磷酸钠作为交联剂,使用PVA与CS进行化学交联改性后,制得直径为0.4~1.1 mm的止血微球。在体外全血凝血时间和大鼠肝脏出血模型测试中,样品组的凝血时间分别比纱布对照组缩短了38%和37%。在大鼠股动脉出血模型测试中,样品组形成的血栓栓塞也显著地比纯CS组减少,说明PVA交联有助于提高CS的溶胀度,并提高止血性能。

胺类化合物,特别是某些天然的碱性氨基酸能为组织的生长提供原料,有助于伤口愈合,可用于改性CS伤口敷料。例如,天津工业大学荆妙蕾等[95]将精氨酸通过酰胺键引入CS的氨基处,提高了CS的抗菌性和组织黏附性,并可使兔全血凝固时间从空白对照组的201 s降低至样品组的145 s;而伊朗Taheri等[96]将精氨酸以静电相互作用附着在CS表面后,制备了纤维平均直径为100~150 nm的改性CS纳米纤维敷料,该敷料容易在伤口部位敷用,可持续释放精氨酸,并且在大鼠活体实验和组织学检查中发现样品组的皮肤再上皮化、胶原沉积和血管生成能力显著比空白对照组增强。

不仅如此,天然的胺类聚合物,特别是基于氨基酸的肽类、蛋白等[3],均可用来改性CS而制备凝血材料。例如,广东海洋大学李程鹏等[97]将包封了罗非鱼肽(TP)的CS微球与纯CS溶液混合后,冻干制成海绵状伤口敷料。由于TP是具有良好止血和组织修复活性的物质,该敷料有很好的吸水和血小板黏附性能,可促进纤维蛋白的形成,并且没有细胞毒性。在兔股动脉出血模型测试中,该敷料的止血时间明显比CS的更短,出血量也明显减少。中国医学科学院王红等[98]通过溶液法在CS中加入具有调控生长因子释放作用的丝素蛋白,制得的复合材料在大鼠胸腹壁浅静脉模型体内止血测试中,止血时间可低至(48 ± 7) s,而纯CS时则长达(132 ± 17) s。

类似地,生物基高分子胺类PDA也是不错的CS改性材料来源。青岛大学李纪伟等[99]先将CS和三聚磷酸五钠混合溶液滴入CaCl2溶液制得杂化微花(CS-CaP),再将CS-CaP浸入PDA溶液后,冻干制得花状止血材料。在大鼠断尾出血模型测试中,该材料的凝血时间仅约为85 s,比空白对照组的430 s明显缩短。形态学测试结果表明,由于材料的化学活化、高亲水性和特殊结构的协同作用,使血细胞和血小板很容易地被诱导聚集于其表面,从而表现出优异的止血性能。在成纤维细胞培养试验中,该材料不产生细胞毒性,显示出良好的生物相容性。

一些合成的功能性胺类聚合物,亦可用于CS的改性。例如,西安交通大学郭保林等[12]先将(2,3-环氧丙基)三甲基氯化铵和聚苯胺接枝在CS上(制备路线如图3a,产物命名为QCSP),再与苯甲醛基功能化聚乙二醇-聚(癸二酸-甘油)酯(制备路线如图3b,产物命名为PEGS-FA)进行交联,并制成自愈合水凝胶敷料。该水凝胶的快速自主自愈特性来源于QCSP上的胺基与PEGS-FA上的苯甲醛基之间的动态共价席夫碱网络,由于本征动力学平衡,席夫碱可以被认为是一个准共价键,使得亚胺键的断裂和再生一直发生在水凝胶网络中。该CS改性敷料可实现快速止血、上调多种基因表达和促进伤口愈合,还具有高达99%的杀菌率、84%的自由基清除率和仿生水平的物理强度。

此外,郭保林等[100]还通过一锅法,同时把缩水甘油三甲基氯化铵和甲基丙烯酸缩水甘油酯引入到CS分子链上,并使用碳纳米管对材料进行增强,制备了可注射导电低温凝胶。该凝胶具有机械性能好、血液触发形状恢复快、血液吸收速度快、近红外响应性好等特点,在多种止血测试模型中,具有优于商业止血材料的止血效果,证明了其在体内致死性非压迫性出血止血和伤口愈合方面的巨大潜力。

也有关于使用含胺基的其他种类聚合物改性CS的报道。例如,美国赵选贺等[101]将接枝N-琥珀酰亚胺酯的交联聚丙烯酸和CS作为基体,与α-酮基戊二酸等功能助剂通过溶液混合,在玻璃模具中成型后,进行紫外光照射和干燥处理,制备了一种干式双面胶带组织黏合剂敷料。动物活体实验结果表明,该敷料可在5 s内实现多种湿组织的强黏附,因为其可将组织表面的界面水去除,产生与表面的快速临时交联,并在随后可与组织表面上的胺基进行共价交联,进一步提高黏附稳定性和强度。

3.2 海藻酸盐类

海藻酸盐(ALG)也是一类常见的天然多糖。作为生物基高分子材料,ALG具有良好的生物相容性和一系列独特的生物活性,可为人体提供止血、抑菌、促进伤口愈合等多种理化保护功能。临床试验已证实,即使是纯ALG制备的敷料,亦可明显降低肿瘤手术的出血量[96];通过兔动物试验发现,纯ALG的止血时间为(55.3 ± 5.1) s(比纱布的(101 ± 14.7) s更短),出血量为2.4 ± 0.2 s(比纱布的(3.9 ± 0.2) s更少) [103]。这些结果,为ALG被进一步开发成各种止血材料提供了基础,故其被广泛应用于止血材料中[104],但通常需要改性后应用[105]。

由于纯ALG水溶性太好,而且机械强度差,故需改性后拓展其应用[106]。通过多羟基聚合物上的羟基与ALG上的羧基进行反应交联,可改善ALG的机械性能及其水溶液或水凝胶的药物负载性能。基于该化学改性原理,意大利Catanzano等[107]用葡萄糖酸内酯使ALG和HA进行交联,并在ALG/HA交联物上负载TA后,采用冷冻干燥法制备了大孔ALG/HA/TA海绵敷料,并通过全血凝血时间试验证实了该敷料不仅有助于药物负载和释放,还能显著加速凝血过程。

胶原蛋白(COL)是天然高分子胺类化合物,也可用于改善ALG止血材料的性能[108]。浙江理工大学金甲等[109,110]发现,加入1 wt%的COL可明显提高ALG/CMC复合材料的血小板聚集、黏附和激活能力而实现快速止血,并且在大鼠活体试验中可被体内降解而不引起免疫反应和炎症。进一步地,上海交通大学吴皓等[111]研究了复合材料中各种组分量的影响,发现在99 wt%的ALG中,将COL含量降低到 0.5 wt%后,通过乳化/交联法制备的ALG/CMC/COL止血粉末呈尺寸分布很窄的典型球形,吸水性很好,在体内外均能快速降解,对人皮肤成纤细胞无毒性;其BCI为37.2%,比纯ALG的91.7%明显降低;在大鼠肝脏和断尾出血模型中的失血量分别为(0.15 ± 0.04) mL和(0.34 ± 0.09) mL,比空白组的(1.15 ± 0.13) mL和(4.71 ± 0.91) mL更低,故是综合性能良好的止血材料。

小分子胺类化合物N原子上的孤对电子可与ALG分子链上的羧酸根离子结合,生成具有杀菌功能的季铵结构。基于此,伊朗Daemi等[112]制备了三丁胺改性的ALG伤口敷料,其展示出对SA和EC的良好杀灭性能和小鼠全层皮肤伤口的促愈合性能。

醛类化合物也可与ALG上的羟基发生交联反应,提高ALG的耐水溶性。例如,浙江理工大学刘琳等[113]将ALG、CaCl2和磺酰胺混合溶液通过湿纺法制成纤维,再用戊二醛使纤维在50 ℃下交联反应4 h,干燥后制得凝胶纤维敷料。测试结果表明,醛交联ALG的机械性能得到提高,释药释放时间更长,细胞黏附和增殖性能更好,相比纯ALG更合适用作伤口敷料。

3.3 透明质酸类

透明质酸(HA)又名玻尿酸,是广泛存在于人和动物关节软骨周围润滑液、眼睛和皮肤中的线性阴离子天然多糖[114],具有控制免疫细胞集合、释放炎性细胞因子和平衡止血等作用[115],可被用于制备伤口敷料,在体内降解后易被人体吸收[15]。

但是,由于体内HA酶对纯HA的分解十分迅速,使纯HA在组织中的半衰期很短,限制了纯HA在医药领域的广泛应用,故HA基止血材料往往是经过改性的。例如,重庆大学杨力等[116]将HA与聚酯PCL的共混物制成纳米纤维,并负载EGF制得伤口敷料,该敷料在大鼠全层皮肤缺损模型测试中显示了皮肤再生加速功能。如果用聚醚型聚合物泊洛沙姆共混改性HA,则不仅可促进皮肤伤口愈合,还可提高敷料的保湿和透气性能[117]。东华大学李发学等[118]则将甲基丙烯酸封端的PEG与甲基丙烯酸氨基乙酯接枝的HA混合后,再负载醋酸氯己定(CHX),制得的水凝胶不仅具有低至32%的BCI,可加速小鼠背部的伤口愈合,还可在10 d内持续释放CHX而发挥抗菌性能。

各种天然的淀粉或其他多糖也可用于改性HA而获得止血材料。例如,河北大学杨文智等[119]将HA接枝在普鲁兰多糖(Pu)上之后,制成吸液性很好的层叠片状多孔膜敷料,其兔血凝血时间比空白组缩短了27.4%,在小鼠皮肤上敷用48 h后不引发皮肤红斑和水肿,在大鼠全层皮肤缺损模型测试中的愈合程度明显比空白组的更好。

类似地,由天然胶原降解得到的GEL含有多种氨基酸单元,也可用于改性HA基止血材料。例如,中科院孙雨龙等[120]将其与HA进行原位化学交联来制备可注射的水凝胶敷料,发现该敷料可以被胰蛋白酶降解、具有良好的组织封闭能力,并在大鼠肝脏出血模型中实现30 s内有效止血,比空白组的90 s明显更短,可在临床上用作组织密封剂或手术止血剂。

3.4 纤维素类

作为多糖类物质,纤维素类材料来源广泛、价格低廉,具有止血功能和良好的生物安全性。因此,加拿大Brooks等在使用磷酸胆碱(CP)改性纤维素类物质作为止血材料方面做了不少有益的探索[121]。例如,他们以CP将纤维素膜(CM)进行表面修饰后,制得一种刷状分子结构的CM基止血敷料。敷料上的CP基团可以使红血细胞更有效地黏附和聚集在CM上,有助于形成血栓而促进止血过程,这从SEM照片中红血细胞的明显形状改变得到证实[5]。

也可直接在CM表面涂敷CS,以增强CM的止血性能。例如,武汉工程大学罗晓刚等[122]制备的CS涂敷型CM伤口敷料,不仅具有机械柔韧性、高润湿性、亲水性、透气性和灭菌性,还在小鼠体内伤口愈合模型中显示出良好的促进伤口愈合效果。

如果将天然纤维素进行氧化改性,不仅可提高其止血能力,还可赋予其促伤口愈合的功能[123]。当然,也可使用更多种类的物质对氧化纤维素进一步进行改性而制备止血材料。例如,土耳其Sezer等[124]使用戊二醛将氧化纤维素和GEL交联后,制备了一种凝血微粒材料。这种材料不仅可以使人全血凝血时间从空白组的9 min缩短到2 min,还可有效活化血小板,而且对人脐静脉内皮细胞没有毒性。

四川大学严永刚等[125]还报道了使用无机介孔生物玻璃微球(mBN)改性CM的研究,发现所得的CM-mBN止血材料具有二者的协同效应,特别是其有效融合了mBN带来的Ca2+促凝血作用、可生物吸收,以及因强负电性和大比表面积而所致的强吸附性能等优点,故最终增强了材料的凝血活性。

4 蛋白/多肽类

很多蛋白类物质都是主动性止血物。例如,纤维蛋白(FIB)是纤维蛋白原在特定条件下生成的一种不溶性多聚体蛋白质,具有一定的弹性和黏性,对止血和形成血栓是必需的物质[126]。它还可以充当许多生长因子的储存库,刺激血管生成,故是制备止血材料和伤口敷料的理想材料[2]。目前,FIB封闭剂已被临床试验证实对非紧急的开放性外周动脉血管中度出血的止血率达到76%以上[127];而重组FIB贴片则被兔肝脏、尾腔静脉和腹主动脉出血试验证实可达到100%的止血率[128]。

但是,FIB本身难以凝集成胶状,在出血量较大时,不易牢固地黏附在伤口上。为了提高FIB基敷料的有效性和适用性,可对其进行改性。例如,在FIB中加入天然蛋白凝血酶[129],或与天然蛋白水解物多肽进行交联[130],均可提高其黏附性并保持止血效果。

当然,亦可使用天然多糖类共混改性FIB后制成凝胶敷料[131]。例如,同时含有大量羟基和酰胺基的几丁质被印度Jayakumar等[132]用来与FIB共混,并负载替加环素(TI)抗菌药物后制成凝胶敷料,其在猪皮表面的黏附强度超过12 kPa,达到了临床组织封闭剂的水平;凝血时间仅为(53 ± 4) s,明显比空白组的520 s短;并可持续21 d释放TI,以杀灭SA(包括耐甲氧西林SA)和EC。

胶原蛋白(COL)是动物结缔组织的主要成分,也是哺乳动物体内含量最多、分布最广的功能性蛋白,具有良好的生物相容性、生物降解性、组织黏附性和低免疫原性,且有止血功能,故可用作止血材料和伤口敷料。但是,其本身力学强度较差,止血效果有待提高,所以一般需对其改性后再使用。例如,上海海洋大学侯登勇等[133]在COL中加入约5 wt%的CS后,在ALG无纺布基材上电纺制成伤口敷料,该敷料的BCI约为36.9%,显著小于医用纱布的79.9%,并对兔背伤口有促愈合作用;而捷克Abdel-Mohsen等[134]在COL中加入CS的基础上,继续添加了芦荟提取物,制得的纤维状敷料与天然COL相比,显示出更好的水解、溶胀、止血和生物相容性能。

使用双醛类化合物对COL进行交联,是制得止血材料的常见手段。例如,中国海洋大学李八方等[135]以戊二醛使鳕鱼皮COL与ALG进行交联,制得了多孔复合止血敷料,其具有良好的止血性能、抗张强度和断裂伸长率,在植入大鼠第8周时可完全降解,且没有引起严重的炎症。最近,也有使用1-乙基-3-(3-二甲基-氨基丙基)碳二亚胺对罗非鱼皮COL交联的报道,所制成的海绵状止血敷料不仅具有强吸水和快速凝血能力,还在小鼠急性全身毒性、皮肤刺激、皮内反应、致敏反应和细胞毒性等试验中显示出很好的生物安全性[136]。

角蛋白和某些植物蛋白也具有止血作用[137]。例如,印度Swamy等[138]在狗牙花乳胶中提取出一种半胱氨酸蛋白酶,其在40 μg/mL的浓度下,即可将全血凝血时间从空白组的248 s降低至39 s,这与狗牙花植物在民间医学中的止血应用是吻合的。重庆大学王伯初等 [139]在人发角蛋白上负载胰岛素,制得的水凝胶敷料在大鼠肝出血模型中的止血时间约为40 s,空白组的则高达560 s;且通过活体试验证实,其可上调转化生长因子TGF-β1和羟脯氨酸的表达,从而促进细胞生长和血管生成。

多肽作为蛋白质水解的中间产物,也具有止血作用。例如,同济大学王启刚等[140]用含胍寡肽制成止血水凝胶,其在小鼠肝脏出血模型中的止血时间为110 s,比空白组的195 s短。近来也有由氨基酸合成多肽而制作止血材料的研究报道,如西北师范大学路德待等[141]则以L-精氨酸、L-半胱氨酸和L-赖氨酸为单体,以普兰尼克L-31为引发剂,合成了系列三嵌段共聚物。这些多肽在大鼠肝脏血模型中的失血量可低至(0.36 ± 0.13) g,明显少于空白组的(1.72 ± 0.63) g;且在猪皮和猪骨上的黏合强度可高达106 kPa,显示出良好的组织黏附性。

5 聚磷酸盐类

除上述材料外,人们还尝试使用更多种类的生物基高分子来制备止血材料。其中,某些天然的无机聚合物,如聚磷酸盐(PolyP),也可用于制备止血材料。研究表明,人血小板的止血功能被活化后,会分泌出聚合度为60~100的PolyP,以激活凝血因子Ⅻ和FXI,抑制纤维蛋白溶解[142];PolyP可在血小板表面上停留,其长分子链可与二价金属离子络合,增强凝血因子Ⅻ的活化[143]。用EDTA与从人血小板提取得的PolyP螯合后制成纳米颗粒[144],或者将PolyP的聚合度提高到1110~1540[145],均能加速PolyP的促凝血过程。

因此,基于共混,用PolyP来制备止血材料是可行的。例如,加拿大Filiaggi等[146]在聚合度为20 ~ 10 000的多种PolyP中加入不同量的Ca2+使其凝聚,制成止血材料。发现随着凝聚PolyP的聚合度和凝聚度增加,材料的止血功能得到提高,其凝血时间可从空白组的432 s缩短到164 s。同时,其具有良好的血小板聚集性和快速降解性,并且高聚合度凝聚PolyP的降解速率不明显比低聚合度凝聚PolyP的慢。

PolyP虽然是无机聚合物,但它也与某些有机聚合物具有良好的相容性,共混后可获得新的性能。例如,近来中国台湾黃俊仁等[147]用聚(甲基丙烯酸三甲胺基乙酯氯化物-磺基甜菜碱甲基丙烯酸酯)与PolyP共混,制成了凝胶止血敷料。该敷料在大鼠断尾出血测试中的出血量为2.6 g,比空白组的4.1 g低,对EC有抗菌性能,对L929细胞无毒性,并可重复在皮肤上黏合和移除。

6 结论与展望

生物基高分子材料由于具有种类多样、资源丰富、可生物降解、可生物吸收和性能易调等优点,使其在生物医用材料领域具有良好的应用前景。其中,目前已经广泛研究的有聚乳酸、壳聚糖、蛋白质、海藻酸钠、透明质酸和聚磷酸盐等生物基高分子,并从共混改性、化学改性、制备工艺和应用性能等多角度研究了它们在止血材料和伤口敷料方面的应用。

对比国内外的发展现状,虽然在基材种类开发、改性物质和负载药物的选取、材料多功能化,以及动物活体实验等方面的研究水平比较接近,但在材料的结构设计、制备工艺,以及药理/机理分析等更深层次的研究内容,还存在一定的差距。相比之下,一些发达国家研究者的材料制备方法和评价方法更多、报告的内容更全面和更深入,这些都值得我们参考及改进。

展望未来,虽然这些材料的伤口护理性能已经被多项试验结果证实,但是要在临床上得到广泛的实际应用,还有很多研究工作要进行。例如,含有多种功能基团原料的种类和来源途径的拓宽、即时止血性能和长期止血性能的结合、更多的功能药物(特别是药用植物提取物)的负载、可模拟伤口自然愈合的更接近皮肤的机械性能和生理功能,以及进一步的临床研究,将是未来生物基高分子材料在本前沿领域的研究重点。