引用本文： 李勝堂, 石學文, 徐博, 甄平, 李松凱. 絲素蛋白在組織工程藥物緩釋系統的研究進展. 中國修復重建外科雜志, 2021, 35(9): 1192-1199. doi: 10.7507/1002-1892.202103066 復制
絲素蛋白（silk fibroin，SF）是從蠶絲中經脫膠后提取的天然高分子纖維蛋白，含量占蠶絲的 70%～80%，含有 18 種氨基酸，是一種無生理活性的天然結構性蛋白[1]。SF 可加工成各種材料形式，包括支架[2]、薄膜[3]、海綿[4]、納米纖維[5]、水凝膠[6]和微顆粒[7-8]等。近年來，基于 SF 良好的生物相容性、生物降解性、無免疫原性及易得性等特點，其已廣泛應用于骨、軟骨、韌帶、角膜、神經組織等組織工程領域，成為生物醫學應用的候選材料[9]。SF 在生物體內會被緩慢吸收，其吸收速率受種植地點、力學環境以及其他多種因素影響，而且還可通過制作不同結構形態的 SF 材料來調節其降解速率。SF 作為縫合材料已在臨床使用了幾百年，其憑借獨特的機械性能、生物相容性及多功能性，在包括藥物輸送在內的生物醫學應用中受到廣泛關注。先進藥物輸送載體的主要目的是將藥物輸送至理想位置，從而降低全身使用劑量，減少毒副作用；因此，必須從結構和功能上開發優化系統。SF 結構中存在不同化學基團，這有利于其與特定類型的生物分子及抗體相互作用，通過激活不同的 SF 官能團，可以在 SF 纖維內部或表面結合各種藥物。因此，SF 被認為是一種強大的藥物載體，可應用于不同生物醫學領域。
SF 因其生物相容性、可控降解性和藥物釋放可調控性等特點，被廣泛應用于藥物緩釋系統的制備。基于 SF 的藥物緩釋系統可以包裹和穩定各種小分子藥物、蛋白質以及 DNA 等大的生物分子，以控制其釋放并延長釋放周期，從而延長所攜帶藥物的作用時間。通過冷凍干燥、氣體發泡、鹽析和靜電紡絲等技術，可以制備出各種形式的 SF 基復合材料，并與其他材料制備的顆粒、薄膜、水凝膠、纖維和海綿支架等一起用于組織工程和藥物輸送。本文綜述了不同類型 SF 載藥緩釋材料在組織工程藥物緩釋系統中的應用前景。
1 SF 微顆粒作為藥物緩釋載體
在該類型研究中，研究者們利用 SF 的良好生物特性，嘗試將 SF 制備成載藥微顆粒（微球、納米球等），并探索其在藥物緩釋中的相關特性，結果表明 SF 能緩解所包封藥物的初期突釋，延長藥物作用時間，在體內具有較好的生物相容性。
SF 微球具有良好的生物相容性、生物可降解性、血液相容性及可變性，可以攜帶多種藥物，包括小分子藥物、蛋白藥物及基因藥物，是一種較好的藥物遞送系統；目前制備 SF 微球的方法有多種，包括球磨法、噴霧干燥法、復乳法、自組裝法、微流控法及電噴法等[10]。Shen 等[11]通過將 BMP-2 與 SF 水溶液混合后，采用層流射流破碎技術制備出裝載 BMP-2 的 SF 微球，將微球與納米羥基磷灰石（nano-hydroxyapatite，nHA）復合形成支架，并通過物理吸附作用將基質細胞衍生因子 1（stromal cell derived factor 1，SDF-1）吸附至支架表面，形成 SDF-1/BMP-2/SF/nHA 復合支架，以誘導 SDF-1 和 BMP-2 的順序和控制釋放。與未經 SF 微球包裹 BMP-2 的對照組復合支架相比，經 SF 微球包裹 BMP-2 的實驗組支架明顯緩解了 BMP-2 的初期突釋。由于 SDF-1 通過物理吸附至支架表面，因此不同組支架均于初期出現 SDF-1 的突釋；而實驗組經 SF 微球包裹的 BMP-2 在初期緩解了其突釋現象，進一步實現 SDF-1 及 BMP-2 的順序釋放。體外實驗中，將 SDF-1/BMP-2/SF/nHA 復合支架植入 SD 大鼠直徑 5 mm 顱骨缺損處，復合支架顯示出良好成骨性能，并于 12 周時完全橋接骨缺損部位。
Sharma 等[12]通過將 SF 納米球浸入慶大霉素水溶液中，制備出載慶大霉素的 SF 納米球，應用逐層沉積法將載藥 SF 納米球沉積于鈦片表面。體外藥物釋放研究表明沉積了載慶大霉素 SF 納米球的鈦片與未沉積的鈦片相比未出現初期突釋現象，并穩定釋放所包封藥物，延長了藥物釋放時間，為預防金屬植入物體內感染提供了新的研究思路。
綜上，基于 SF 微顆粒的給藥系統可以保護藥物不被降解或失活，并在局部提供可控的藥物釋放，達到長期有效的藥物濃度，從而發揮比游離形式藥物更好的療效。雖然具有這些優異性能，但仍有一些關鍵問題需要解決。首先，微顆粒的均勻性是實現其功能的關鍵因素，而使用傳統技術難以實現；其次，裸露的 SF 微顆粒只能在有限濃度下負載親水藥物，這主要取決于藥物在 SF 溶液中的溶解度；第三，由于結構和內容簡單，SF 微顆粒缺乏有效控制載藥釋放率的方法。因此，制備均勻的 SF 微顆粒仍需要新的方法，并且需要額外功能成分來提高 SF 微顆粒的可控載藥和釋藥性能[13]。
2 SF 支架作為藥物緩釋載體
SF 屬于蛋白類，與其他生物支架相比，在力學性能上不具有明顯優勢，研究者將 SF 聯合其他組織工程材料制備復合支架，并對藥物等進行裝載，展現出良好力學性能[14-15]及藥物控釋效果[16]。Ou 等[17]制備了載 miRNA-124 抑制劑的復合 SF/羥基磷灰石（hydroxyapatite，HA）/氧化石墨烯（graphene oxide，GO）/聚乙烯亞胺（polyethyleneimine，PEI）支架，簡稱 SF/HA/GPM 支架，由于加入了能增強力學性能的 HA 及 GO 等材料，該支架表現出優良的力學性能。動物實驗研究中，SF/HA/GPM 支架所負載的 miRNA-124 抑制劑通過抑制 miRNA-124 來反向上調激活轉錄因子 4（activating transcription factor 4，ATF4），進而促進小鼠成骨細胞的成骨分化。該支架為所裝載藥物提供一個負載平臺，體內局部植入后可使藥物局部釋放，促進局部骨缺損修復，是組織工程良好載體。
Yang 等[18]采用溫度梯度引導熱誘導相分離法制備了脫細胞軟骨細胞外基質復合 SF 支架，并將 TGF-β3 涂覆到支架表面，體外研究發現該復合支架力學性能較未添加 SF 的支架明顯提高。然而，兩種支架所裝載的 TGF-β3 卻在最初 7 d 均出現大量釋放，并在培養 28 d 后釋放量均增加至總釋放量的 89%。類似研究中，研究者們同樣發現載藥 SF 支架出現初期突釋現象[19]。Xin 等[20]通過將鳶尾素水溶液均勻滴至 SF/硅酸鈣/海藻酸鈉復合材料中，冷凍干燥后形成復合支架，體外釋放實驗中鳶尾素在最初 24 h 釋放量達 28%，隨后 6 d 逐漸達 50%。Shera 等[21]將 SF 與黃原膠以不同比例混合形成復合支架，通過物理吸附作用負載氯霉素，其中 SF/黃原膠比例為 8∶2、5∶5 的復合載藥支架在最初 1 h 的放釋量分別為 73.05%±2% 和 46.78%±17%，然而比例為 2∶8 的復合載藥支架在整個研究期間最大釋放量為 2.14%±0.4%，并未出現明顯突釋；其他研究團隊在類似研究中亦未發現明顯突釋[22]。
SF 通過聯合其他材料形成復合支架來裝載藥物及蛋白等，有效提高了復合支架的力學性能，但仍不可避免地出現藥物初期大量釋放，分析原因考慮可能與以下幾方面因素有關：① 所裝載藥物及蛋白的水溶性：若被裝載的藥物及蛋白水溶性強，則會加速初期藥物釋放。② 裝載藥物所用方法：裝載藥物若使用表面滴加及物理吸附法，因大部分藥物位于支架表面，初期接觸面積大，則突釋現象明顯。③ SF 復合支架材料性質、混合比例及表面孔徑大小：材料及混合比例不同可能會產生不同大小的孔徑，支架孔徑增大會加大支架與水的接觸面積，使水更容易滲入支架內部，支架內部的藥物會通過孔流出至支架外，導致藥物初期大量釋放。然而初期突釋也不完全是缺點，Ramadass 等[23]研究表明，載Ⅰ型膠原肽（collagen typeⅠpeptides，CP）和 S-亞硝基谷胱甘肽（S-nitrosoglutathione，GSNO）的復合 SF 納米支架在促進糖尿病足創面修復過程中，CP 和 GSNO 在初期均出現大量釋放，GSNO 為創面提供了足夠一氧化氮，進而促進創面血管擴張，增強了創面血供，而 CP 則為構建或再生細胞外基質提供了良好條件。
3 SF 對載藥材料進行涂層包裹
將藥物或小分子蛋白等加入 SF 溶液中形成混合 SF 溶液，或用一定濃度單純 SF 溶液對生物組織工程材料進行涂層，在藥物控釋中扮演著重要角色。Li 等[24]通過層層組裝法制備了 SF 涂層地塞米松微晶，體內實驗表明 SF 涂層使地塞米松微晶在圓窗膜上均勻分布，具有更大的分布面積百分比；經 SF 涂層后的地塞米松微晶有利于減少經鼓室內注射后微晶在圓窗膜上的團聚，為內耳給藥提供了一種新的局部給藥策略。
2016 年，Li 等[25]將神經營養因子 3（neurotrophin 3，NT-3）加入到濃度為 1% 的 SF 溶液中，并使用該溶液對明膠海綿支架進行涂層，探討復合支架上 NT-3 的體外釋放，并將該復合支架移植入大鼠和犬脊髓損傷部位。結果表明，經 SF 涂層后的明膠海綿復合支架出現較高且穩定的 NT-3 釋放，且未見明顯初期突釋現象，體內釋放研究表明可持續釋放 NT-3 長達 28 d；而未經 SF 涂層的載 NT-3 明膠海綿支架在前 3 天出現低水平釋放，5 d 后卻出現明顯突釋現象，不能保證 NT-3 穩定且充足的供應。在神經干細胞遷移、神經元分化、神經纖維生長、突觸發育和可塑性等方面，NT-3 發揮著廣泛的營養作用，含 NT-3 的 SF 涂層明膠海綿復合支架植入動物體內后，局部釋放的 NT-3 有利于促進脊髓損傷功能恢復。2018 年，該團隊繼續完善實驗[26]，通過擴大研究樣本量、引入電生理學證據來證明復合支架植入體內后的生物作用，并對比不同濃度 SF 溶液涂層對 NT-3 釋放的影響。結果表明，1% 濃度的 SF 溶液具有最好涂層效果，在為期 28 d 的 NT-3 釋放實驗中表現出較高水平且穩定的 NT-3 釋放，復合支架在體內能明顯抑制脊髓損傷局部炎癥反應，促進神經纖維再生。
上述研究通過將 SF 涂層于載藥生物材料表面，起到控制藥物釋放、維持藥物濃度水平、使材料均勻分布、提高生物材料接觸面積的效果，最終獲得理想的藥物釋放。然而采用不同濃度 SF 溶液對不同生物材料進行涂層會產生不同效果，因此在涂層方式及 SF 涂層濃度和結構方面仍需研究者們繼續探索。Bhattacharjee 等[27]通過碳二亞胺偶聯反應將 SF 接枝到載 BMP-2 及 TGF-β 的 nHA 支架上，該復合支架表現出良好的可降解性及生物相容性，但在初期所負載的 BMP-2 及 TGF-β 均出現輕微突釋現象；雖有此缺點，但不失為一種 SF 與生物材料結合的新方法。Zhou 等[28]探索了 3 種不同結構 SF（α-螺旋結構、β-折疊結構、m-結構）對含納米銀粒子及慶大霉素的鈦板涂層后的藥物釋放行為影響，結果表明經 α-螺旋結構 SF 涂層的鈦板表現出更好的蛋白質吸附能力及親水性，并具有 pH 依賴性藥物釋放及持久抗菌性能。關于不同結構 SF 在組織工程藥物緩釋載體涂層方面的研究較少，多數研究集中在 β-折疊結構的 SF，這是因為 α-螺旋結構具有較好的親水性，而 β-折疊結構親水性較差。在應用 SF 對組織工程材料進行涂層時，需要通過物理或化學方法誘導 α-螺旋結構轉換為 β-折疊結構，進而使 SF 牢固涂層于材料表面。
4 SF 水凝膠作為藥物緩釋載體
近年來，SF 水凝膠在組織工程和藥物輸送中的應用受到了廣泛關注，通過物理或化學處理方式以及與其他生物材料復合制備出不同作用的載藥 SF 水凝膠，在軟骨組織再生領域[29]、創面修復領域及抗癌、抗感染等領域表現出良好應用前景[30-31]。He 等[32]制備了載人酸性 FGF-1 的 SF 水凝膠，并研究其在創面修復方面的作用，結果表明該 SF 水凝膠具有良好的吸水性、溶脹性及生物降解性，雖出現 FGF-1 初期突釋現象，但后期可穩定釋放 FGF-1；該載藥 SF 水凝膠降解可控，可滿足創面修復的時間要求，在促進創面修復上表現出積極作用。
2020 年，Oliveira 等[33]制備了載倍他米松的酪胺改性結冷膠/SF 復合可注射水凝膠，該復合水凝膠中 SF 主要為 β-折疊結構，與單純 SF 水凝膠相比，具有較高的酶交聯度及物理交聯度，表現出良好的抗生物降解性及快速凝膠化能力，以及較低的吸水性，所裝載藥物表現出隨時間可控的釋放曲線，起到了較好藥物控釋效果，解決了倍他米松半衰期短的問題，延長了藥物釋放時間。該復合水凝膠的凝膠化時間為 2～5 min，快速凝膠化能力為臨床應用及工業生產帶來了極大便利。脂質體的膜結構可以同時包裹親水性和疏水性藥物，因此是包埋藥物分子最常用的納米結構之一。同年，另一團隊制備出載親脂性藥物姜黃素的脂質體復合 SF 可注射水凝膠[34]，該復合水凝膠具有良好的藥物控釋特性，雖于第 1 天出現了約 20% 的藥物突釋，但之后的釋放仍表現出滿意效果。該團隊的初步嘗試為制備 SF 水凝膠載疏水性藥物提供了一個新途徑，并使其起到延緩藥物快速降解的作用。
通過分析上述研究我們發現，SF 水凝膠在裝載藥物后同樣出現了藥物初期突釋問題，但如前所述，初期藥物突釋并非不好結果。近期有研究制備載地塞米松的可注射 SF 水凝膠，并對該水凝膠進行藥物釋放及生物相容性研究，結果表明其具有良好生物相容性，且可提高疏水性藥物的快速釋放率，為快速提高局部藥物濃度提供新的手段[35]。另有研究表明[36]，將 SF 與其他生物材料混合形成復合載藥水凝膠，通過調節材料配比，可形成不同孔徑、孔隙率及彈性模量的復合水凝膠，且隨溫度升高可使形成凝膠的時間縮短，并達到良好藥物控釋效果。復合水凝膠給藥系統的早期高濃度釋放及后期持續緩釋，在抗癌、抗感染、促進創面修復等方面表現出優勢，因此在應用過程中要充分根據材料性能、所裝載藥物的性能、臨床需要達到的目的及預期效果，來選擇合適的 SF 凝膠載藥體系[37]。
5 SF 納米纖維作為藥物緩釋載體
近年來隨著工藝技術發展，靜電紡絲技術在組織工程中得到越來越廣泛的應用；采用靜電紡絲技術制備的載藥 SF 納米纖維敷料，在創面抗感染及促進創面修復方面起到了積極作用[38-39]。靜電紡絲納米纖維具有單根纖維直徑在納米至微米范圍的骨架結構，且具有較高的表面積及孔隙率[40]，可以促進創面保濕、滲出物吸收、組織再生及止血等，且允許種子細胞增殖并產生細胞外基質[41]；然而，藥物從納米纖維中的釋放速度通常取決于藥物分子大小、性質及納米纖維孔徑大小。
Dadras 等[42]通過靜電紡絲技術制備了載多西環素的 SF/明膠復合納米纖維墊，明膠的加入增加了復合材料親水性，導致藥物初期大量釋放，前 5 h 藥物釋放量接近總釋放量的 40%，但在 48 h 內有較好的藥物釋放作用；該復合納米纖維墊在體外表現出良好的生物相容性，體外抗菌研究表明其還具有良好抗菌效果。Chouhan 等[43]制備了載 EGF 和鹽酸丙環沙星的 SF/聚乙烯醇納米纖維墊，該納米纖維墊具有良好的生物相容性及保濕能力，體外釋放研究表明鹽酸丙環沙星初期釋放量較高，維持較高藥物濃度，有利于殺滅創面細菌；而所載 EGF 則顯示出長期緩慢釋放的特性，有利于創面修復。該復合納米纖維墊在體外對大腸桿菌、金黃色葡萄球菌、銅綠假單胞菌及表皮葡萄球菌等均有良好抑制效果。雙重及多重載藥材料在藥物控釋及實現藥物順序釋放方面雖有不足，但仍表現出令人可喜的結果。
有學者探索了通過電荷吸附作用來裝載藥物。Song 等[44]采用靜電紡絲技術制備了載萬古霉素的明膠微球/SF 復合納米纖維，通過電荷吸附作用使帶正電荷或負電荷的明膠微球裝載藥物，結果表明帶負電荷載藥明膠微球/SF 納米纖維具有更高的藥物裝載能力，但第 1 天仍存在藥物突釋現象，藥物累計釋放時間達 14 d 以上。為解決初期突釋現象，另一研究團隊通過靜電紡絲技術制備出殼-核結構的載瑞舒伐他汀的 SF/聚乙烯醇復合納米纖維[45]，該納米纖維以藥物及 SF 為核結構，以聚乙烯醇為外殼結構以對核結構進行包裹。結果顯示，該納米纖維具有良好的抗降解性及藥物控釋特性，降解時間達 500 h 以上，體外藥物釋放時間長達 336 h。相似研究表明，隨著殼厚度增加，殼-核結構的載藥納米纖維初期突釋現象得到逐步緩解，具有更優的藥物控釋效果[46]，從而避免了初期藥物大量釋放。
6 SF 海綿作為緩釋載體
SF 與其他生物材料復合制備的載藥 SF 海綿，在組織工程藥物緩釋體系中也有著較為重要的作用。Silva 等[47]通過使用物理穩定法及化學交聯法制備出兩種類型 SF 海綿，均表現出良好的形變能力及形變恢復能力（形變恢復能力均在 90% 以上）。將這兩種類型 SF 海綿分別浸潤至布洛芬溶液中，經冷凍干燥后分別獲得載布洛芬 SF 海綿。兩種載藥海綿均表現出良好的釋藥特性。經物理穩定法制備的載藥 SF 海綿初期藥物明顯突釋，而經化學交聯法制備的載藥 SF 海綿則表現為穩定控釋，兩種類型載藥 SF 海綿藥物釋放時間均長達 3 周。該研究制備的載藥 SF 海綿具有良好的孔隙率及溶脹特性，其力學性能與天然軟骨相似，且對軟骨細胞增殖具有促進作用。
因載藥 SF 海綿具有形變能力及藥物控釋能力，因此可將載藥 SF 海綿壓縮后通過微創方式植入組織缺損部位。SF 海綿壓縮后占據了更小空間，且海綿中攜帶了治療藥物，所以在促進局部缺損修復方面發揮出重要作用。Wang 等[48]制備了載富血小板血漿（platelet-rich plasma，PRP）的含銀粒子殼聚糖復合 SF 海綿敷料，并研究其在抗感染及促進創面修復中的作用。結果表明該復合 SF 海綿敷料具有良好的孔隙率、親水性及保水效果，可大大減少敷料內部水分損失，保濕時間長達 19 h。因 SF 海綿的多孔結構，PRP 中的蛋白可穩定負載其中，進而達到長時間釋放藥物效果；體外釋放研究顯示，體外累計釋放 36 h 時 PRP 釋放量可達釋放總量的 82.81%±2.79%，體外最長釋放時間達 48 h。抗菌實驗結果表明該 SF 海綿敷料具有良好的促進創面修復效果及抗炎、抗感染作用。
載藥 SF 海綿在創面修復及微創組織缺損修復等方面具有較好應用前景，但仍存在初期突釋現象，通過改進制備工藝及制備方法有望克服此缺點[49]。
7 小結與展望
基于 SF 良好的生物相容性、生物降解性，利用其溶解性、黏度、力學特性等特點，研究者們制備了各種類型的 SF 藥物緩釋材料。經總結發現（表1），SF 載藥微顆粒可一定程度緩解藥物初期突釋，并實現藥物序貫釋放，但仍有部分研究出現了初期藥物突釋現象。而因 SF 本身力學強度較差，通過加入其他可提高力學性能的材料制備的復合支架在力學性能上有所提高，但仍不能避免初期藥物突釋，通過調節材料配比及表面孔隙大小可有效解決該問題。SF 具有良好的成膜性，通過對載藥體進行涂層可一定程度緩解藥物初期突釋現象，但該效果受到 SF 的結構及涂層方式的影響。SF 水凝膠因具有較好的流動性、可注射性、吸水性、保水性及生物降解性，為局部注射提供了新的應用方法。SF 納米纖維則可通過調節納米纖維的直徑來控制其孔徑及孔隙率，并可通過殼-核結構來控制藥物釋放，進一步解決了藥物初期突釋問題。SF 海綿因具有良好的形變能力及形變恢復能力，為微創傷口植入緩釋材料的制備提供了新的途徑。
表1
各種類型 SF 藥物緩釋載體的特點
Table1.
Characteristics of various types of SF drug-loaded sustained-release carriers
近年來，許多研究者將上述多種形式 SF 材料進行改進創新，并在控制藥物初期突釋、延長藥物釋放時間、調節材料力學性能、可塑變形性及可注射性等方面取得了很大進展。然而，制備的不同 SF 緩釋載體都有各自優點及不足。例如，應對骨感染等方面的臨床問題，需要使用具有較大藥物裝載能力的材料，且材料需有較好的力學性能及藥物長期控釋能力；若需關節腔內給藥，則選擇可注射性良好的 SF 水凝膠；若治療創面感染及創面修復，則可選擇具有良好孔隙率、透氣性及保濕性的 SF 納米纖維。因此應根據不同使用情況及條件，采用不同性能及特點的材料，以達到最優治療效果。研究者們在這一領域不斷探索，最近有學者研究了載藥 SF 縫合線[50]及 SF 抗閉塞血管內支架[51-52]，為 SF 載藥材料開辟出新的領域。
鑒于目前 SF 在醫學相關領域的應用，現對其未來發展方向進行展望：① 可將載藥 SF 微粒應用于肺部吸入，以治療呼吸系統相關疾病；應用于血管介入手術，以達到對腫瘤營養血管的栓塞作用（肝臟動脈栓塞）；應用于目的器官供血動脈的栓塞，以達到危急情況止血目的（子宮動脈栓塞）。② 利用 SF 良好的性能制備出再生醫學替代材料，如人工角膜、人工聲帶、人工鼓膜、人工心臟瓣膜等。③ 制備新型 SF 材料應用于先天性心臟病房間隔及室間隔缺損的修復。④ 制備新型可降解載抗凝藥的 SF 血管內導絲，預防血栓形成。⑤ 制備新型血管、神經、肌腱、韌帶及關節軟組織等修復材料。⑥ 制備新型 SF 海綿止血材料等。隨著研究不斷深入，具有更優性能特點的 SF 產品將不斷涌現，為臨床應用提供更多選擇。
作者貢獻：李勝堂負責檢索、查閱文獻及撰寫論文；石學文、徐博參與文章結構梳理以及邏輯形成；甄平負責綜述的構思設計并參與觀點形成；李松凱負責審校并修改論文。
利益沖突：所有作者聲明，在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突。課題經費支持沒有影響文章觀點。
絲素蛋白（silk fibroin，SF）是從蠶絲中經脫膠后提取的天然高分子纖維蛋白，含量占蠶絲的 70%～80%，含有 18 種氨基酸，是一種無生理活性的天然結構性蛋白[1]。SF 可加工成各種材料形式，包括支架[2]、薄膜[3]、海綿[4]、納米纖維[5]、水凝膠[6]和微顆粒[7-8]等。近年來，基于 SF 良好的生物相容性、生物降解性、無免疫原性及易得性等特點，其已廣泛應用于骨、軟骨、韌帶、角膜、神經組織等組織工程領域，成為生物醫學應用的候選材料[9]。SF 在生物體內會被緩慢吸收，其吸收速率受種植地點、力學環境以及其他多種因素影響，而且還可通過制作不同結構形態的 SF 材料來調節其降解速率。SF 作為縫合材料已在臨床使用了幾百年，其憑借獨特的機械性能、生物相容性及多功能性，在包括藥物輸送在內的生物醫學應用中受到廣泛關注。先進藥物輸送載體的主要目的是將藥物輸送至理想位置，從而降低全身使用劑量，減少毒副作用；因此，必須從結構和功能上開發優化系統。SF 結構中存在不同化學基團，這有利于其與特定類型的生物分子及抗體相互作用，通過激活不同的 SF 官能團，可以在 SF 纖維內部或表面結合各種藥物。因此，SF 被認為是一種強大的藥物載體，可應用于不同生物醫學領域。
SF 因其生物相容性、可控降解性和藥物釋放可調控性等特點，被廣泛應用于藥物緩釋系統的制備。基于 SF 的藥物緩釋系統可以包裹和穩定各種小分子藥物、蛋白質以及 DNA 等大的生物分子，以控制其釋放并延長釋放周期，從而延長所攜帶藥物的作用時間。通過冷凍干燥、氣體發泡、鹽析和靜電紡絲等技術，可以制備出各種形式的 SF 基復合材料，并與其他材料制備的顆粒、薄膜、水凝膠、纖維和海綿支架等一起用于組織工程和藥物輸送。本文綜述了不同類型 SF 載藥緩釋材料在組織工程藥物緩釋系統中的應用前景。
1 SF 微顆粒作為藥物緩釋載體
在該類型研究中，研究者們利用 SF 的良好生物特性，嘗試將 SF 制備成載藥微顆粒（微球、納米球等），并探索其在藥物緩釋中的相關特性，結果表明 SF 能緩解所包封藥物的初期突釋，延長藥物作用時間，在體內具有較好的生物相容性。
SF 微球具有良好的生物相容性、生物可降解性、血液相容性及可變性，可以攜帶多種藥物，包括小分子藥物、蛋白藥物及基因藥物，是一種較好的藥物遞送系統；目前制備 SF 微球的方法有多種，包括球磨法、噴霧干燥法、復乳法、自組裝法、微流控法及電噴法等[10]。Shen 等[11]通過將 BMP-2 與 SF 水溶液混合后，采用層流射流破碎技術制備出裝載 BMP-2 的 SF 微球，將微球與納米羥基磷灰石（nano-hydroxyapatite，nHA）復合形成支架，并通過物理吸附作用將基質細胞衍生因子 1（stromal cell derived factor 1，SDF-1）吸附至支架表面，形成 SDF-1/BMP-2/SF/nHA 復合支架，以誘導 SDF-1 和 BMP-2 的順序和控制釋放。與未經 SF 微球包裹 BMP-2 的對照組復合支架相比，經 SF 微球包裹 BMP-2 的實驗組支架明顯緩解了 BMP-2 的初期突釋。由于 SDF-1 通過物理吸附至支架表面，因此不同組支架均于初期出現 SDF-1 的突釋；而實驗組經 SF 微球包裹的 BMP-2 在初期緩解了其突釋現象，進一步實現 SDF-1 及 BMP-2 的順序釋放。體外實驗中，將 SDF-1/BMP-2/SF/nHA 復合支架植入 SD 大鼠直徑 5 mm 顱骨缺損處，復合支架顯示出良好成骨性能，并于 12 周時完全橋接骨缺損部位。
Sharma 等[12]通過將 SF 納米球浸入慶大霉素水溶液中，制備出載慶大霉素的 SF 納米球，應用逐層沉積法將載藥 SF 納米球沉積于鈦片表面。體外藥物釋放研究表明沉積了載慶大霉素 SF 納米球的鈦片與未沉積的鈦片相比未出現初期突釋現象，并穩定釋放所包封藥物，延長了藥物釋放時間，為預防金屬植入物體內感染提供了新的研究思路。
綜上，基于 SF 微顆粒的給藥系統可以保護藥物不被降解或失活，并在局部提供可控的藥物釋放，達到長期有效的藥物濃度，從而發揮比游離形式藥物更好的療效。雖然具有這些優異性能，但仍有一些關鍵問題需要解決。首先，微顆粒的均勻性是實現其功能的關鍵因素，而使用傳統技術難以實現；其次，裸露的 SF 微顆粒只能在有限濃度下負載親水藥物，這主要取決于藥物在 SF 溶液中的溶解度；第三，由于結構和內容簡單，SF 微顆粒缺乏有效控制載藥釋放率的方法。因此，制備均勻的 SF 微顆粒仍需要新的方法，并且需要額外功能成分來提高 SF 微顆粒的可控載藥和釋藥性能[13]。
2 SF 支架作為藥物緩釋載體
SF 屬于蛋白類，與其他生物支架相比，在力學性能上不具有明顯優勢，研究者將 SF 聯合其他組織工程材料制備復合支架，并對藥物等進行裝載，展現出良好力學性能[14-15]及藥物控釋效果[16]。Ou 等[17]制備了載 miRNA-124 抑制劑的復合 SF/羥基磷灰石（hydroxyapatite，HA）/氧化石墨烯（graphene oxide，GO）/聚乙烯亞胺（polyethyleneimine，PEI）支架，簡稱 SF/HA/GPM 支架，由于加入了能增強力學性能的 HA 及 GO 等材料，該支架表現出優良的力學性能。動物實驗研究中，SF/HA/GPM 支架所負載的 miRNA-124 抑制劑通過抑制 miRNA-124 來反向上調激活轉錄因子 4（activating transcription factor 4，ATF4），進而促進小鼠成骨細胞的成骨分化。該支架為所裝載藥物提供一個負載平臺，體內局部植入后可使藥物局部釋放，促進局部骨缺損修復，是組織工程良好載體。
Yang 等[18]采用溫度梯度引導熱誘導相分離法制備了脫細胞軟骨細胞外基質復合 SF 支架，并將 TGF-β3 涂覆到支架表面，體外研究發現該復合支架力學性能較未添加 SF 的支架明顯提高。然而，兩種支架所裝載的 TGF-β3 卻在最初 7 d 均出現大量釋放，并在培養 28 d 后釋放量均增加至總釋放量的 89%。類似研究中，研究者們同樣發現載藥 SF 支架出現初期突釋現象[19]。Xin 等[20]通過將鳶尾素水溶液均勻滴至 SF/硅酸鈣/海藻酸鈉復合材料中，冷凍干燥后形成復合支架，體外釋放實驗中鳶尾素在最初 24 h 釋放量達 28%，隨后 6 d 逐漸達 50%。Shera 等[21]將 SF 與黃原膠以不同比例混合形成復合支架，通過物理吸附作用負載氯霉素，其中 SF/黃原膠比例為 8∶2、5∶5 的復合載藥支架在最初 1 h 的放釋量分別為 73.05%±2% 和 46.78%±17%，然而比例為 2∶8 的復合載藥支架在整個研究期間最大釋放量為 2.14%±0.4%，并未出現明顯突釋；其他研究團隊在類似研究中亦未發現明顯突釋[22]。
SF 通過聯合其他材料形成復合支架來裝載藥物及蛋白等，有效提高了復合支架的力學性能，但仍不可避免地出現藥物初期大量釋放，分析原因考慮可能與以下幾方面因素有關：① 所裝載藥物及蛋白的水溶性：若被裝載的藥物及蛋白水溶性強，則會加速初期藥物釋放。② 裝載藥物所用方法：裝載藥物若使用表面滴加及物理吸附法，因大部分藥物位于支架表面，初期接觸面積大，則突釋現象明顯。③ SF 復合支架材料性質、混合比例及表面孔徑大小：材料及混合比例不同可能會產生不同大小的孔徑，支架孔徑增大會加大支架與水的接觸面積，使水更容易滲入支架內部，支架內部的藥物會通過孔流出至支架外，導致藥物初期大量釋放。然而初期突釋也不完全是缺點，Ramadass 等[23]研究表明，載Ⅰ型膠原肽（collagen typeⅠpeptides，CP）和 S-亞硝基谷胱甘肽（S-nitrosoglutathione，GSNO）的復合 SF 納米支架在促進糖尿病足創面修復過程中，CP 和 GSNO 在初期均出現大量釋放，GSNO 為創面提供了足夠一氧化氮，進而促進創面血管擴張，增強了創面血供，而 CP 則為構建或再生細胞外基質提供了良好條件。
3 SF 對載藥材料進行涂層包裹
將藥物或小分子蛋白等加入 SF 溶液中形成混合 SF 溶液，或用一定濃度單純 SF 溶液對生物組織工程材料進行涂層，在藥物控釋中扮演著重要角色。Li 等[24]通過層層組裝法制備了 SF 涂層地塞米松微晶，體內實驗表明 SF 涂層使地塞米松微晶在圓窗膜上均勻分布，具有更大的分布面積百分比；經 SF 涂層后的地塞米松微晶有利于減少經鼓室內注射后微晶在圓窗膜上的團聚，為內耳給藥提供了一種新的局部給藥策略。
2016 年，Li 等[25]將神經營養因子 3（neurotrophin 3，NT-3）加入到濃度為 1% 的 SF 溶液中，并使用該溶液對明膠海綿支架進行涂層，探討復合支架上 NT-3 的體外釋放，并將該復合支架移植入大鼠和犬脊髓損傷部位。結果表明，經 SF 涂層后的明膠海綿復合支架出現較高且穩定的 NT-3 釋放，且未見明顯初期突釋現象，體內釋放研究表明可持續釋放 NT-3 長達 28 d；而未經 SF 涂層的載 NT-3 明膠海綿支架在前 3 天出現低水平釋放，5 d 后卻出現明顯突釋現象，不能保證 NT-3 穩定且充足的供應。在神經干細胞遷移、神經元分化、神經纖維生長、突觸發育和可塑性等方面，NT-3 發揮著廣泛的營養作用，含 NT-3 的 SF 涂層明膠海綿復合支架植入動物體內后，局部釋放的 NT-3 有利于促進脊髓損傷功能恢復。2018 年，該團隊繼續完善實驗[26]，通過擴大研究樣本量、引入電生理學證據來證明復合支架植入體內后的生物作用，并對比不同濃度 SF 溶液涂層對 NT-3 釋放的影響。結果表明，1% 濃度的 SF 溶液具有最好涂層效果，在為期 28 d 的 NT-3 釋放實驗中表現出較高水平且穩定的 NT-3 釋放，復合支架在體內能明顯抑制脊髓損傷局部炎癥反應，促進神經纖維再生。
上述研究通過將 SF 涂層于載藥生物材料表面，起到控制藥物釋放、維持藥物濃度水平、使材料均勻分布、提高生物材料接觸面積的效果，最終獲得理想的藥物釋放。然而采用不同濃度 SF 溶液對不同生物材料進行涂層會產生不同效果，因此在涂層方式及 SF 涂層濃度和結構方面仍需研究者們繼續探索。Bhattacharjee 等[27]通過碳二亞胺偶聯反應將 SF 接枝到載 BMP-2 及 TGF-β 的 nHA 支架上，該復合支架表現出良好的可降解性及生物相容性，但在初期所負載的 BMP-2 及 TGF-β 均出現輕微突釋現象；雖有此缺點，但不失為一種 SF 與生物材料結合的新方法。Zhou 等[28]探索了 3 種不同結構 SF（α-螺旋結構、β-折疊結構、m-結構）對含納米銀粒子及慶大霉素的鈦板涂層后的藥物釋放行為影響，結果表明經 α-螺旋結構 SF 涂層的鈦板表現出更好的蛋白質吸附能力及親水性，并具有 pH 依賴性藥物釋放及持久抗菌性能。關于不同結構 SF 在組織工程藥物緩釋載體涂層方面的研究較少，多數研究集中在 β-折疊結構的 SF，這是因為 α-螺旋結構具有較好的親水性，而 β-折疊結構親水性較差。在應用 SF 對組織工程材料進行涂層時，需要通過物理或化學方法誘導 α-螺旋結構轉換為 β-折疊結構，進而使 SF 牢固涂層于材料表面。
4 SF 水凝膠作為藥物緩釋載體
近年來，SF 水凝膠在組織工程和藥物輸送中的應用受到了廣泛關注，通過物理或化學處理方式以及與其他生物材料復合制備出不同作用的載藥 SF 水凝膠，在軟骨組織再生領域[29]、創面修復領域及抗癌、抗感染等領域表現出良好應用前景[30-31]。He 等[32]制備了載人酸性 FGF-1 的 SF 水凝膠，并研究其在創面修復方面的作用，結果表明該 SF 水凝膠具有良好的吸水性、溶脹性及生物降解性，雖出現 FGF-1 初期突釋現象，但后期可穩定釋放 FGF-1；該載藥 SF 水凝膠降解可控，可滿足創面修復的時間要求，在促進創面修復上表現出積極作用。
2020 年，Oliveira 等[33]制備了載倍他米松的酪胺改性結冷膠/SF 復合可注射水凝膠，該復合水凝膠中 SF 主要為 β-折疊結構，與單純 SF 水凝膠相比，具有較高的酶交聯度及物理交聯度，表現出良好的抗生物降解性及快速凝膠化能力，以及較低的吸水性，所裝載藥物表現出隨時間可控的釋放曲線，起到了較好藥物控釋效果，解決了倍他米松半衰期短的問題，延長了藥物釋放時間。該復合水凝膠的凝膠化時間為 2～5 min，快速凝膠化能力為臨床應用及工業生產帶來了極大便利。脂質體的膜結構可以同時包裹親水性和疏水性藥物，因此是包埋藥物分子最常用的納米結構之一。同年，另一團隊制備出載親脂性藥物姜黃素的脂質體復合 SF 可注射水凝膠[34]，該復合水凝膠具有良好的藥物控釋特性，雖于第 1 天出現了約 20% 的藥物突釋，但之后的釋放仍表現出滿意效果。該團隊的初步嘗試為制備 SF 水凝膠載疏水性藥物提供了一個新途徑，并使其起到延緩藥物快速降解的作用。
通過分析上述研究我們發現，SF 水凝膠在裝載藥物后同樣出現了藥物初期突釋問題，但如前所述，初期藥物突釋并非不好結果。近期有研究制備載地塞米松的可注射 SF 水凝膠，并對該水凝膠進行藥物釋放及生物相容性研究，結果表明其具有良好生物相容性，且可提高疏水性藥物的快速釋放率，為快速提高局部藥物濃度提供新的手段[35]。另有研究表明[36]，將 SF 與其他生物材料混合形成復合載藥水凝膠，通過調節材料配比，可形成不同孔徑、孔隙率及彈性模量的復合水凝膠，且隨溫度升高可使形成凝膠的時間縮短，并達到良好藥物控釋效果。復合水凝膠給藥系統的早期高濃度釋放及后期持續緩釋，在抗癌、抗感染、促進創面修復等方面表現出優勢，因此在應用過程中要充分根據材料性能、所裝載藥物的性能、臨床需要達到的目的及預期效果，來選擇合適的 SF 凝膠載藥體系[37]。
5 SF 納米纖維作為藥物緩釋載體
近年來隨著工藝技術發展，靜電紡絲技術在組織工程中得到越來越廣泛的應用；采用靜電紡絲技術制備的載藥 SF 納米纖維敷料，在創面抗感染及促進創面修復方面起到了積極作用[38-39]。靜電紡絲納米纖維具有單根纖維直徑在納米至微米范圍的骨架結構，且具有較高的表面積及孔隙率[40]，可以促進創面保濕、滲出物吸收、組織再生及止血等，且允許種子細胞增殖并產生細胞外基質[41]；然而，藥物從納米纖維中的釋放速度通常取決于藥物分子大小、性質及納米纖維孔徑大小。
Dadras 等[42]通過靜電紡絲技術制備了載多西環素的 SF/明膠復合納米纖維墊，明膠的加入增加了復合材料親水性，導致藥物初期大量釋放，前 5 h 藥物釋放量接近總釋放量的 40%，但在 48 h 內有較好的藥物釋放作用；該復合納米纖維墊在體外表現出良好的生物相容性，體外抗菌研究表明其還具有良好抗菌效果。Chouhan 等[43]制備了載 EGF 和鹽酸丙環沙星的 SF/聚乙烯醇納米纖維墊，該納米纖維墊具有良好的生物相容性及保濕能力，體外釋放研究表明鹽酸丙環沙星初期釋放量較高，維持較高藥物濃度，有利于殺滅創面細菌；而所載 EGF 則顯示出長期緩慢釋放的特性，有利于創面修復。該復合納米纖維墊在體外對大腸桿菌、金黃色葡萄球菌、銅綠假單胞菌及表皮葡萄球菌等均有良好抑制效果。雙重及多重載藥材料在藥物控釋及實現藥物順序釋放方面雖有不足，但仍表現出令人可喜的結果。
有學者探索了通過電荷吸附作用來裝載藥物。Song 等[44]采用靜電紡絲技術制備了載萬古霉素的明膠微球/SF 復合納米纖維，通過電荷吸附作用使帶正電荷或負電荷的明膠微球裝載藥物，結果表明帶負電荷載藥明膠微球/SF 納米纖維具有更高的藥物裝載能力，但第 1 天仍存在藥物突釋現象，藥物累計釋放時間達 14 d 以上。為解決初期突釋現象，另一研究團隊通過靜電紡絲技術制備出殼-核結構的載瑞舒伐他汀的 SF/聚乙烯醇復合納米纖維[45]，該納米纖維以藥物及 SF 為核結構，以聚乙烯醇為外殼結構以對核結構進行包裹。結果顯示，該納米纖維具有良好的抗降解性及藥物控釋特性，降解時間達 500 h 以上，體外藥物釋放時間長達 336 h。相似研究表明，隨著殼厚度增加，殼-核結構的載藥納米纖維初期突釋現象得到逐步緩解，具有更優的藥物控釋效果[46]，從而避免了初期藥物大量釋放。
6 SF 海綿作為緩釋載體
SF 與其他生物材料復合制備的載藥 SF 海綿，在組織工程藥物緩釋體系中也有著較為重要的作用。Silva 等[47]通過使用物理穩定法及化學交聯法制備出兩種類型 SF 海綿，均表現出良好的形變能力及形變恢復能力（形變恢復能力均在 90% 以上）。將這兩種類型 SF 海綿分別浸潤至布洛芬溶液中，經冷凍干燥后分別獲得載布洛芬 SF 海綿。兩種載藥海綿均表現出良好的釋藥特性。經物理穩定法制備的載藥 SF 海綿初期藥物明顯突釋，而經化學交聯法制備的載藥 SF 海綿則表現為穩定控釋，兩種類型載藥 SF 海綿藥物釋放時間均長達 3 周。該研究制備的載藥 SF 海綿具有良好的孔隙率及溶脹特性，其力學性能與天然軟骨相似，且對軟骨細胞增殖具有促進作用。
因載藥 SF 海綿具有形變能力及藥物控釋能力，因此可將載藥 SF 海綿壓縮后通過微創方式植入組織缺損部位。SF 海綿壓縮后占據了更小空間，且海綿中攜帶了治療藥物，所以在促進局部缺損修復方面發揮出重要作用。Wang 等[48]制備了載富血小板血漿（platelet-rich plasma，PRP）的含銀粒子殼聚糖復合 SF 海綿敷料，并研究其在抗感染及促進創面修復中的作用。結果表明該復合 SF 海綿敷料具有良好的孔隙率、親水性及保水效果，可大大減少敷料內部水分損失，保濕時間長達 19 h。因 SF 海綿的多孔結構，PRP 中的蛋白可穩定負載其中，進而達到長時間釋放藥物效果；體外釋放研究顯示，體外累計釋放 36 h 時 PRP 釋放量可達釋放總量的 82.81%±2.79%，體外最長釋放時間達 48 h。抗菌實驗結果表明該 SF 海綿敷料具有良好的促進創面修復效果及抗炎、抗感染作用。
載藥 SF 海綿在創面修復及微創組織缺損修復等方面具有較好應用前景，但仍存在初期突釋現象，通過改進制備工藝及制備方法有望克服此缺點[49]。
7 小結與展望
基于 SF 良好的生物相容性、生物降解性，利用其溶解性、黏度、力學特性等特點，研究者們制備了各種類型的 SF 藥物緩釋材料。經總結發現（表1），SF 載藥微顆粒可一定程度緩解藥物初期突釋，并實現藥物序貫釋放，但仍有部分研究出現了初期藥物突釋現象。而因 SF 本身力學強度較差，通過加入其他可提高力學性能的材料制備的復合支架在力學性能上有所提高，但仍不能避免初期藥物突釋，通過調節材料配比及表面孔隙大小可有效解決該問題。SF 具有良好的成膜性，通過對載藥體進行涂層可一定程度緩解藥物初期突釋現象，但該效果受到 SF 的結構及涂層方式的影響。SF 水凝膠因具有較好的流動性、可注射性、吸水性、保水性及生物降解性，為局部注射提供了新的應用方法。SF 納米纖維則可通過調節納米纖維的直徑來控制其孔徑及孔隙率，并可通過殼-核結構來控制藥物釋放，進一步解決了藥物初期突釋問題。SF 海綿因具有良好的形變能力及形變恢復能力，為微創傷口植入緩釋材料的制備提供了新的途徑。
表1
各種類型 SF 藥物緩釋載體的特點
Table1.
Characteristics of various types of SF drug-loaded sustained-release carriers
近年來，許多研究者將上述多種形式 SF 材料進行改進創新，并在控制藥物初期突釋、延長藥物釋放時間、調節材料力學性能、可塑變形性及可注射性等方面取得了很大進展。然而，制備的不同 SF 緩釋載體都有各自優點及不足。例如，應對骨感染等方面的臨床問題，需要使用具有較大藥物裝載能力的材料，且材料需有較好的力學性能及藥物長期控釋能力；若需關節腔內給藥，則選擇可注射性良好的 SF 水凝膠；若治療創面感染及創面修復，則可選擇具有良好孔隙率、透氣性及保濕性的 SF 納米纖維。因此應根據不同使用情況及條件，采用不同性能及特點的材料，以達到最優治療效果。研究者們在這一領域不斷探索，最近有學者研究了載藥 SF 縫合線[50]及 SF 抗閉塞血管內支架[51-52]，為 SF 載藥材料開辟出新的領域。
鑒于目前 SF 在醫學相關領域的應用，現對其未來發展方向進行展望：① 可將載藥 SF 微粒應用于肺部吸入，以治療呼吸系統相關疾病；應用于血管介入手術，以達到對腫瘤營養血管的栓塞作用（肝臟動脈栓塞）；應用于目的器官供血動脈的栓塞，以達到危急情況止血目的（子宮動脈栓塞）。② 利用 SF 良好的性能制備出再生醫學替代材料，如人工角膜、人工聲帶、人工鼓膜、人工心臟瓣膜等。③ 制備新型 SF 材料應用于先天性心臟病房間隔及室間隔缺損的修復。④ 制備新型可降解載抗凝藥的 SF 血管內導絲，預防血栓形成。⑤ 制備新型血管、神經、肌腱、韌帶及關節軟組織等修復材料。⑥ 制備新型 SF 海綿止血材料等。隨著研究不斷深入，具有更優性能特點的 SF 產品將不斷涌現，為臨床應用提供更多選擇。
作者貢獻：李勝堂負責檢索、查閱文獻及撰寫論文；石學文、徐博參與文章結構梳理以及邏輯形成；甄平負責綜述的構思設計并參與觀點形成；李松凱負責審校并修改論文。
利益沖突：所有作者聲明，在課題研究和文章撰寫過程中不存在利益沖突。課題經費支持沒有影響文章觀點。
