引用本文： 李胜堂, 石学文, 徐博, 甄平, 李松凯. 丝素蛋白在组织工程药物缓释系统的研究进展. 中国修复重建外科杂志, 2021, 35(9): 1192-1199. doi: 10.7507/1002-1892.202103066 复制
丝素蛋白（silk fibroin，SF）是从蚕丝中经脱胶后提取的天然高分子纤维蛋白，含量占蚕丝的 70%～80%，含有 18 种氨基酸，是一种无生理活性的天然结构性蛋白[1]。SF 可加工成各种材料形式，包括支架[2]、薄膜[3]、海绵[4]、纳米纤维[5]、水凝胶[6]和微颗粒[7-8]等。近年来，基于 SF 良好的生物相容性、生物降解性、无免疫原性及易得性等特点，其已广泛应用于骨、软骨、韧带、角膜、神经组织等组织工程领域，成为生物医学应用的候选材料[9]。SF 在生物体内会被缓慢吸收，其吸收速率受种植地点、力学环境以及其他多种因素影响，而且还可通过制作不同结构形态的 SF 材料来调节其降解速率。SF 作为缝合材料已在临床使用了几百年，其凭借独特的机械性能、生物相容性及多功能性，在包括药物输送在内的生物医学应用中受到广泛关注。先进药物输送载体的主要目的是将药物输送至理想位置，从而降低全身使用剂量，减少毒副作用；因此，必须从结构和功能上开发优化系统。SF 结构中存在不同化学基团，这有利于其与特定类型的生物分子及抗体相互作用，通过激活不同的 SF 官能团，可以在 SF 纤维内部或表面结合各种药物。因此，SF 被认为是一种强大的药物载体，可应用于不同生物医学领域。
SF 因其生物相容性、可控降解性和药物释放可调控性等特点，被广泛应用于药物缓释系统的制备。基于 SF 的药物缓释系统可以包裹和稳定各种小分子药物、蛋白质以及 DNA 等大的生物分子，以控制其释放并延长释放周期，从而延长所携带药物的作用时间。通过冷冻干燥、气体发泡、盐析和静电纺丝等技术，可以制备出各种形式的 SF 基复合材料，并与其他材料制备的颗粒、薄膜、水凝胶、纤维和海绵支架等一起用于组织工程和药物输送。本文综述了不同类型 SF 载药缓释材料在组织工程药物缓释系统中的应用前景。
1 SF 微颗粒作为药物缓释载体
在该类型研究中，研究者们利用 SF 的良好生物特性，尝试将 SF 制备成载药微颗粒（微球、纳米球等），并探索其在药物缓释中的相关特性，结果表明 SF 能缓解所包封药物的初期突释，延长药物作用时间，在体内具有较好的生物相容性。
SF 微球具有良好的生物相容性、生物可降解性、血液相容性及可变性，可以携带多种药物，包括小分子药物、蛋白药物及基因药物，是一种较好的药物递送系统；目前制备 SF 微球的方法有多种，包括球磨法、喷雾干燥法、复乳法、自组装法、微流控法及电喷法等[10]。Shen 等[11]通过将 BMP-2 与 SF 水溶液混合后，采用层流射流破碎技术制备出装载 BMP-2 的 SF 微球，将微球与纳米羟基磷灰石（nano-hydroxyapatite，nHA）复合形成支架，并通过物理吸附作用将基质细胞衍生因子 1（stromal cell derived factor 1，SDF-1）吸附至支架表面，形成 SDF-1/BMP-2/SF/nHA 复合支架，以诱导 SDF-1 和 BMP-2 的顺序和控制释放。与未经 SF 微球包裹 BMP-2 的对照组复合支架相比，经 SF 微球包裹 BMP-2 的实验组支架明显缓解了 BMP-2 的初期突释。由于 SDF-1 通过物理吸附至支架表面，因此不同组支架均于初期出现 SDF-1 的突释；而实验组经 SF 微球包裹的 BMP-2 在初期缓解了其突释现象，进一步实现 SDF-1 及 BMP-2 的顺序释放。体外实验中，将 SDF-1/BMP-2/SF/nHA 复合支架植入 SD 大鼠直径 5 mm 颅骨缺损处，复合支架显示出良好成骨性能，并于 12 周时完全桥接骨缺损部位。
Sharma 等[12]通过将 SF 纳米球浸入庆大霉素水溶液中，制备出载庆大霉素的 SF 纳米球，应用逐层沉积法将载药 SF 纳米球沉积于钛片表面。体外药物释放研究表明沉积了载庆大霉素 SF 纳米球的钛片与未沉积的钛片相比未出现初期突释现象，并稳定释放所包封药物，延长了药物释放时间，为预防金属植入物体内感染提供了新的研究思路。
综上，基于 SF 微颗粒的给药系统可以保护药物不被降解或失活，并在局部提供可控的药物释放，达到长期有效的药物浓度，从而发挥比游离形式药物更好的疗效。虽然具有这些优异性能，但仍有一些关键问题需要解决。首先，微颗粒的均匀性是实现其功能的关键因素，而使用传统技术难以实现；其次，裸露的 SF 微颗粒只能在有限浓度下负载亲水药物，这主要取决于药物在 SF 溶液中的溶解度；第三，由于结构和内容简单，SF 微颗粒缺乏有效控制载药释放率的方法。因此，制备均匀的 SF 微颗粒仍需要新的方法，并且需要额外功能成分来提高 SF 微颗粒的可控载药和释药性能[13]。
2 SF 支架作为药物缓释载体
SF 属于蛋白类，与其他生物支架相比，在力学性能上不具有明显优势，研究者将 SF 联合其他组织工程材料制备复合支架，并对药物等进行装载，展现出良好力学性能[14-15]及药物控释效果[16]。Ou 等[17]制备了载 miRNA-124 抑制剂的复合 SF/羟基磷灰石（hydroxyapatite，HA）/氧化石墨烯（graphene oxide，GO）/聚乙烯亚胺（polyethyleneimine，PEI）支架，简称 SF/HA/GPM 支架，由于加入了能增强力学性能的 HA 及 GO 等材料，该支架表现出优良的力学性能。动物实验研究中，SF/HA/GPM 支架所负载的 miRNA-124 抑制剂通过抑制 miRNA-124 来反向上调激活转录因子 4（activating transcription factor 4，ATF4），进而促进小鼠成骨细胞的成骨分化。该支架为所装载药物提供一个负载平台，体内局部植入后可使药物局部释放，促进局部骨缺损修复，是组织工程良好载体。
Yang 等[18]采用温度梯度引导热诱导相分离法制备了脱细胞软骨细胞外基质复合 SF 支架，并将 TGF-β3 涂覆到支架表面，体外研究发现该复合支架力学性能较未添加 SF 的支架明显提高。然而，两种支架所装载的 TGF-β3 却在最初 7 d 均出现大量释放，并在培养 28 d 后释放量均增加至总释放量的 89%。类似研究中，研究者们同样发现载药 SF 支架出现初期突释现象[19]。Xin 等[20]通过将鸢尾素水溶液均匀滴至 SF/硅酸钙/海藻酸钠复合材料中，冷冻干燥后形成复合支架，体外释放实验中鸢尾素在最初 24 h 释放量达 28%，随后 6 d 逐渐达 50%。Shera 等[21]将 SF 与黄原胶以不同比例混合形成复合支架，通过物理吸附作用负载氯霉素，其中 SF/黄原胶比例为 8∶2、5∶5 的复合载药支架在最初 1 h 的放释量分别为 73.05%±2% 和 46.78%±17%，然而比例为 2∶8 的复合载药支架在整个研究期间最大释放量为 2.14%±0.4%，并未出现明显突释；其他研究团队在类似研究中亦未发现明显突释[22]。
SF 通过联合其他材料形成复合支架来装载药物及蛋白等，有效提高了复合支架的力学性能，但仍不可避免地出现药物初期大量释放，分析原因考虑可能与以下几方面因素有关：① 所装载药物及蛋白的水溶性：若被装载的药物及蛋白水溶性强，则会加速初期药物释放。② 装载药物所用方法：装载药物若使用表面滴加及物理吸附法，因大部分药物位于支架表面，初期接触面积大，则突释现象明显。③ SF 复合支架材料性质、混合比例及表面孔径大小：材料及混合比例不同可能会产生不同大小的孔径，支架孔径增大会加大支架与水的接触面积，使水更容易渗入支架内部，支架内部的药物会通过孔流出至支架外，导致药物初期大量释放。然而初期突释也不完全是缺点，Ramadass 等[23]研究表明，载Ⅰ型胶原肽（collagen typeⅠpeptides，CP）和 S-亚硝基谷胱甘肽（S-nitrosoglutathione，GSNO）的复合 SF 纳米支架在促进糖尿病足创面修复过程中，CP 和 GSNO 在初期均出现大量释放，GSNO 为创面提供了足够一氧化氮，进而促进创面血管扩张，增强了创面血供，而 CP 则为构建或再生细胞外基质提供了良好条件。
3 SF 对载药材料进行涂层包裹
将药物或小分子蛋白等加入 SF 溶液中形成混合 SF 溶液，或用一定浓度单纯 SF 溶液对生物组织工程材料进行涂层，在药物控释中扮演着重要角色。Li 等[24]通过层层组装法制备了 SF 涂层地塞米松微晶，体内实验表明 SF 涂层使地塞米松微晶在圆窗膜上均匀分布，具有更大的分布面积百分比；经 SF 涂层后的地塞米松微晶有利于减少经鼓室内注射后微晶在圆窗膜上的团聚，为内耳给药提供了一种新的局部给药策略。
2016 年，Li 等[25]将神经营养因子 3（neurotrophin 3，NT-3）加入到浓度为 1% 的 SF 溶液中，并使用该溶液对明胶海绵支架进行涂层，探讨复合支架上 NT-3 的体外释放，并将该复合支架移植入大鼠和犬脊髓损伤部位。结果表明，经 SF 涂层后的明胶海绵复合支架出现较高且稳定的 NT-3 释放，且未见明显初期突释现象，体内释放研究表明可持续释放 NT-3 长达 28 d；而未经 SF 涂层的载 NT-3 明胶海绵支架在前 3 天出现低水平释放，5 d 后却出现明显突释现象，不能保证 NT-3 稳定且充足的供应。在神经干细胞迁移、神经元分化、神经纤维生长、突触发育和可塑性等方面，NT-3 发挥着广泛的营养作用，含 NT-3 的 SF 涂层明胶海绵复合支架植入动物体内后，局部释放的 NT-3 有利于促进脊髓损伤功能恢复。2018 年，该团队继续完善实验[26]，通过扩大研究样本量、引入电生理学证据来证明复合支架植入体内后的生物作用，并对比不同浓度 SF 溶液涂层对 NT-3 释放的影响。结果表明，1% 浓度的 SF 溶液具有最好涂层效果，在为期 28 d 的 NT-3 释放实验中表现出较高水平且稳定的 NT-3 释放，复合支架在体内能明显抑制脊髓损伤局部炎症反应，促进神经纤维再生。
上述研究通过将 SF 涂层于载药生物材料表面，起到控制药物释放、维持药物浓度水平、使材料均匀分布、提高生物材料接触面积的效果，最终获得理想的药物释放。然而采用不同浓度 SF 溶液对不同生物材料进行涂层会产生不同效果，因此在涂层方式及 SF 涂层浓度和结构方面仍需研究者们继续探索。Bhattacharjee 等[27]通过碳二亚胺偶联反应将 SF 接枝到载 BMP-2 及 TGF-β 的 nHA 支架上，该复合支架表现出良好的可降解性及生物相容性，但在初期所负载的 BMP-2 及 TGF-β 均出现轻微突释现象；虽有此缺点，但不失为一种 SF 与生物材料结合的新方法。Zhou 等[28]探索了 3 种不同结构 SF（α-螺旋结构、β-折叠结构、m-结构）对含纳米银粒子及庆大霉素的钛板涂层后的药物释放行为影响，结果表明经 α-螺旋结构 SF 涂层的钛板表现出更好的蛋白质吸附能力及亲水性，并具有 pH 依赖性药物释放及持久抗菌性能。关于不同结构 SF 在组织工程药物缓释载体涂层方面的研究较少，多数研究集中在 β-折叠结构的 SF，这是因为 α-螺旋结构具有较好的亲水性，而 β-折叠结构亲水性较差。在应用 SF 对组织工程材料进行涂层时，需要通过物理或化学方法诱导 α-螺旋结构转换为 β-折叠结构，进而使 SF 牢固涂层于材料表面。
4 SF 水凝胶作为药物缓释载体
近年来，SF 水凝胶在组织工程和药物输送中的应用受到了广泛关注，通过物理或化学处理方式以及与其他生物材料复合制备出不同作用的载药 SF 水凝胶，在软骨组织再生领域[29]、创面修复领域及抗癌、抗感染等领域表现出良好应用前景[30-31]。He 等[32]制备了载人酸性 FGF-1 的 SF 水凝胶，并研究其在创面修复方面的作用，结果表明该 SF 水凝胶具有良好的吸水性、溶胀性及生物降解性，虽出现 FGF-1 初期突释现象，但后期可稳定释放 FGF-1；该载药 SF 水凝胶降解可控，可满足创面修复的时间要求，在促进创面修复上表现出积极作用。
2020 年，Oliveira 等[33]制备了载倍他米松的酪胺改性结冷胶/SF 复合可注射水凝胶，该复合水凝胶中 SF 主要为 β-折叠结构，与单纯 SF 水凝胶相比，具有较高的酶交联度及物理交联度，表现出良好的抗生物降解性及快速凝胶化能力，以及较低的吸水性，所装载药物表现出随时间可控的释放曲线，起到了较好药物控释效果，解决了倍他米松半衰期短的问题，延长了药物释放时间。该复合水凝胶的凝胶化时间为 2～5 min，快速凝胶化能力为临床应用及工业生产带来了极大便利。脂质体的膜结构可以同时包裹亲水性和疏水性药物，因此是包埋药物分子最常用的纳米结构之一。同年，另一团队制备出载亲脂性药物姜黄素的脂质体复合 SF 可注射水凝胶[34]，该复合水凝胶具有良好的药物控释特性，虽于第 1 天出现了约 20% 的药物突释，但之后的释放仍表现出满意效果。该团队的初步尝试为制备 SF 水凝胶载疏水性药物提供了一个新途径，并使其起到延缓药物快速降解的作用。
通过分析上述研究我们发现，SF 水凝胶在装载药物后同样出现了药物初期突释问题，但如前所述，初期药物突释并非不好结果。近期有研究制备载地塞米松的可注射 SF 水凝胶，并对该水凝胶进行药物释放及生物相容性研究，结果表明其具有良好生物相容性，且可提高疏水性药物的快速释放率，为快速提高局部药物浓度提供新的手段[35]。另有研究表明[36]，将 SF 与其他生物材料混合形成复合载药水凝胶，通过调节材料配比，可形成不同孔径、孔隙率及弹性模量的复合水凝胶，且随温度升高可使形成凝胶的时间缩短，并达到良好药物控释效果。复合水凝胶给药系统的早期高浓度释放及后期持续缓释，在抗癌、抗感染、促进创面修复等方面表现出优势，因此在应用过程中要充分根据材料性能、所装载药物的性能、临床需要达到的目的及预期效果，来选择合适的 SF 凝胶载药体系[37]。
5 SF 纳米纤维作为药物缓释载体
近年来随着工艺技术发展，静电纺丝技术在组织工程中得到越来越广泛的应用；采用静电纺丝技术制备的载药 SF 纳米纤维敷料，在创面抗感染及促进创面修复方面起到了积极作用[38-39]。静电纺丝纳米纤维具有单根纤维直径在纳米至微米范围的骨架结构，且具有较高的表面积及孔隙率[40]，可以促进创面保湿、渗出物吸收、组织再生及止血等，且允许种子细胞增殖并产生细胞外基质[41]；然而，药物从纳米纤维中的释放速度通常取决于药物分子大小、性质及纳米纤维孔径大小。
Dadras 等[42]通过静电纺丝技术制备了载多西环素的 SF/明胶复合纳米纤维垫，明胶的加入增加了复合材料亲水性，导致药物初期大量释放，前 5 h 药物释放量接近总释放量的 40%，但在 48 h 内有较好的药物释放作用；该复合纳米纤维垫在体外表现出良好的生物相容性，体外抗菌研究表明其还具有良好抗菌效果。Chouhan 等[43]制备了载 EGF 和盐酸丙环沙星的 SF/聚乙烯醇纳米纤维垫，该纳米纤维垫具有良好的生物相容性及保湿能力，体外释放研究表明盐酸丙环沙星初期释放量较高，维持较高药物浓度，有利于杀灭创面细菌；而所载 EGF 则显示出长期缓慢释放的特性，有利于创面修复。该复合纳米纤维垫在体外对大肠杆菌、金黄色葡萄球菌、铜绿假单胞菌及表皮葡萄球菌等均有良好抑制效果。双重及多重载药材料在药物控释及实现药物顺序释放方面虽有不足，但仍表现出令人可喜的结果。
有学者探索了通过电荷吸附作用来装载药物。Song 等[44]采用静电纺丝技术制备了载万古霉素的明胶微球/SF 复合纳米纤维，通过电荷吸附作用使带正电荷或负电荷的明胶微球装载药物，结果表明带负电荷载药明胶微球/SF 纳米纤维具有更高的药物装载能力，但第 1 天仍存在药物突释现象，药物累计释放时间达 14 d 以上。为解决初期突释现象，另一研究团队通过静电纺丝技术制备出壳-核结构的载瑞舒伐他汀的 SF/聚乙烯醇复合纳米纤维[45]，该纳米纤维以药物及 SF 为核结构，以聚乙烯醇为外壳结构以对核结构进行包裹。结果显示，该纳米纤维具有良好的抗降解性及药物控释特性，降解时间达 500 h 以上，体外药物释放时间长达 336 h。相似研究表明，随着壳厚度增加，壳-核结构的载药纳米纤维初期突释现象得到逐步缓解，具有更优的药物控释效果[46]，从而避免了初期药物大量释放。
6 SF 海绵作为缓释载体
SF 与其他生物材料复合制备的载药 SF 海绵，在组织工程药物缓释体系中也有着较为重要的作用。Silva 等[47]通过使用物理稳定法及化学交联法制备出两种类型 SF 海绵，均表现出良好的形变能力及形变恢复能力（形变恢复能力均在 90% 以上）。将这两种类型 SF 海绵分别浸润至布洛芬溶液中，经冷冻干燥后分别获得载布洛芬 SF 海绵。两种载药海绵均表现出良好的释药特性。经物理稳定法制备的载药 SF 海绵初期药物明显突释，而经化学交联法制备的载药 SF 海绵则表现为稳定控释，两种类型载药 SF 海绵药物释放时间均长达 3 周。该研究制备的载药 SF 海绵具有良好的孔隙率及溶胀特性，其力学性能与天然软骨相似，且对软骨细胞增殖具有促进作用。
因载药 SF 海绵具有形变能力及药物控释能力，因此可将载药 SF 海绵压缩后通过微创方式植入组织缺损部位。SF 海绵压缩后占据了更小空间，且海绵中携带了治疗药物，所以在促进局部缺损修复方面发挥出重要作用。Wang 等[48]制备了载富血小板血浆（platelet-rich plasma，PRP）的含银粒子壳聚糖复合 SF 海绵敷料，并研究其在抗感染及促进创面修复中的作用。结果表明该复合 SF 海绵敷料具有良好的孔隙率、亲水性及保水效果，可大大减少敷料内部水分损失，保湿时间长达 19 h。因 SF 海绵的多孔结构，PRP 中的蛋白可稳定负载其中，进而达到长时间释放药物效果；体外释放研究显示，体外累计释放 36 h 时 PRP 释放量可达释放总量的 82.81%±2.79%，体外最长释放时间达 48 h。抗菌实验结果表明该 SF 海绵敷料具有良好的促进创面修复效果及抗炎、抗感染作用。
载药 SF 海绵在创面修复及微创组织缺损修复等方面具有较好应用前景，但仍存在初期突释现象，通过改进制备工艺及制备方法有望克服此缺点[49]。
7 小结与展望
基于 SF 良好的生物相容性、生物降解性，利用其溶解性、黏度、力学特性等特点，研究者们制备了各种类型的 SF 药物缓释材料。经总结发现（表1），SF 载药微颗粒可一定程度缓解药物初期突释，并实现药物序贯释放，但仍有部分研究出现了初期药物突释现象。而因 SF 本身力学强度较差，通过加入其他可提高力学性能的材料制备的复合支架在力学性能上有所提高，但仍不能避免初期药物突释，通过调节材料配比及表面孔隙大小可有效解决该问题。SF 具有良好的成膜性，通过对载药体进行涂层可一定程度缓解药物初期突释现象，但该效果受到 SF 的结构及涂层方式的影响。SF 水凝胶因具有较好的流动性、可注射性、吸水性、保水性及生物降解性，为局部注射提供了新的应用方法。SF 纳米纤维则可通过调节纳米纤维的直径来控制其孔径及孔隙率，并可通过壳-核结构来控制药物释放，进一步解决了药物初期突释问题。SF 海绵因具有良好的形变能力及形变恢复能力，为微创伤口植入缓释材料的制备提供了新的途径。
表1
各种类型 SF 药物缓释载体的特点
Table1.
Characteristics of various types of SF drug-loaded sustained-release carriers
近年来，许多研究者将上述多种形式 SF 材料进行改进创新，并在控制药物初期突释、延长药物释放时间、调节材料力学性能、可塑变形性及可注射性等方面取得了很大进展。然而，制备的不同 SF 缓释载体都有各自优点及不足。例如，应对骨感染等方面的临床问题，需要使用具有较大药物装载能力的材料，且材料需有较好的力学性能及药物长期控释能力；若需关节腔内给药，则选择可注射性良好的 SF 水凝胶；若治疗创面感染及创面修复，则可选择具有良好孔隙率、透气性及保湿性的 SF 纳米纤维。因此应根据不同使用情况及条件，采用不同性能及特点的材料，以达到最优治疗效果。研究者们在这一领域不断探索，最近有学者研究了载药 SF 缝合线[50]及 SF 抗闭塞血管内支架[51-52]，为 SF 载药材料开辟出新的领域。
鉴于目前 SF 在医学相关领域的应用，现对其未来发展方向进行展望：① 可将载药 SF 微粒应用于肺部吸入，以治疗呼吸系统相关疾病；应用于血管介入手术，以达到对肿瘤营养血管的栓塞作用（肝脏动脉栓塞）；应用于目的器官供血动脉的栓塞，以达到危急情况止血目的（子宫动脉栓塞）。② 利用 SF 良好的性能制备出再生医学替代材料，如人工角膜、人工声带、人工鼓膜、人工心脏瓣膜等。③ 制备新型 SF 材料应用于先天性心脏病房间隔及室间隔缺损的修复。④ 制备新型可降解载抗凝药的 SF 血管内导丝，预防血栓形成。⑤ 制备新型血管、神经、肌腱、韧带及关节软组织等修复材料。⑥ 制备新型 SF 海绵止血材料等。随着研究不断深入，具有更优性能特点的 SF 产品将不断涌现，为临床应用提供更多选择。
作者贡献：李胜堂负责检索、查阅文献及撰写论文；石学文、徐博参与文章结构梳理以及逻辑形成；甄平负责综述的构思设计并参与观点形成；李松凯负责审校并修改论文。
利益冲突：所有作者声明，在课题研究和文章撰写过程中不存在利益冲突。课题经费支持没有影响文章观点。
丝素蛋白（silk fibroin，SF）是从蚕丝中经脱胶后提取的天然高分子纤维蛋白，含量占蚕丝的 70%～80%，含有 18 种氨基酸，是一种无生理活性的天然结构性蛋白[1]。SF 可加工成各种材料形式，包括支架[2]、薄膜[3]、海绵[4]、纳米纤维[5]、水凝胶[6]和微颗粒[7-8]等。近年来，基于 SF 良好的生物相容性、生物降解性、无免疫原性及易得性等特点，其已广泛应用于骨、软骨、韧带、角膜、神经组织等组织工程领域，成为生物医学应用的候选材料[9]。SF 在生物体内会被缓慢吸收，其吸收速率受种植地点、力学环境以及其他多种因素影响，而且还可通过制作不同结构形态的 SF 材料来调节其降解速率。SF 作为缝合材料已在临床使用了几百年，其凭借独特的机械性能、生物相容性及多功能性，在包括药物输送在内的生物医学应用中受到广泛关注。先进药物输送载体的主要目的是将药物输送至理想位置，从而降低全身使用剂量，减少毒副作用；因此，必须从结构和功能上开发优化系统。SF 结构中存在不同化学基团，这有利于其与特定类型的生物分子及抗体相互作用，通过激活不同的 SF 官能团，可以在 SF 纤维内部或表面结合各种药物。因此，SF 被认为是一种强大的药物载体，可应用于不同生物医学领域。
SF 因其生物相容性、可控降解性和药物释放可调控性等特点，被广泛应用于药物缓释系统的制备。基于 SF 的药物缓释系统可以包裹和稳定各种小分子药物、蛋白质以及 DNA 等大的生物分子，以控制其释放并延长释放周期，从而延长所携带药物的作用时间。通过冷冻干燥、气体发泡、盐析和静电纺丝等技术，可以制备出各种形式的 SF 基复合材料，并与其他材料制备的颗粒、薄膜、水凝胶、纤维和海绵支架等一起用于组织工程和药物输送。本文综述了不同类型 SF 载药缓释材料在组织工程药物缓释系统中的应用前景。
1 SF 微颗粒作为药物缓释载体
在该类型研究中，研究者们利用 SF 的良好生物特性，尝试将 SF 制备成载药微颗粒（微球、纳米球等），并探索其在药物缓释中的相关特性，结果表明 SF 能缓解所包封药物的初期突释，延长药物作用时间，在体内具有较好的生物相容性。
SF 微球具有良好的生物相容性、生物可降解性、血液相容性及可变性，可以携带多种药物，包括小分子药物、蛋白药物及基因药物，是一种较好的药物递送系统；目前制备 SF 微球的方法有多种，包括球磨法、喷雾干燥法、复乳法、自组装法、微流控法及电喷法等[10]。Shen 等[11]通过将 BMP-2 与 SF 水溶液混合后，采用层流射流破碎技术制备出装载 BMP-2 的 SF 微球，将微球与纳米羟基磷灰石（nano-hydroxyapatite，nHA）复合形成支架，并通过物理吸附作用将基质细胞衍生因子 1（stromal cell derived factor 1，SDF-1）吸附至支架表面，形成 SDF-1/BMP-2/SF/nHA 复合支架，以诱导 SDF-1 和 BMP-2 的顺序和控制释放。与未经 SF 微球包裹 BMP-2 的对照组复合支架相比，经 SF 微球包裹 BMP-2 的实验组支架明显缓解了 BMP-2 的初期突释。由于 SDF-1 通过物理吸附至支架表面，因此不同组支架均于初期出现 SDF-1 的突释；而实验组经 SF 微球包裹的 BMP-2 在初期缓解了其突释现象，进一步实现 SDF-1 及 BMP-2 的顺序释放。体外实验中，将 SDF-1/BMP-2/SF/nHA 复合支架植入 SD 大鼠直径 5 mm 颅骨缺损处，复合支架显示出良好成骨性能，并于 12 周时完全桥接骨缺损部位。
Sharma 等[12]通过将 SF 纳米球浸入庆大霉素水溶液中，制备出载庆大霉素的 SF 纳米球，应用逐层沉积法将载药 SF 纳米球沉积于钛片表面。体外药物释放研究表明沉积了载庆大霉素 SF 纳米球的钛片与未沉积的钛片相比未出现初期突释现象，并稳定释放所包封药物，延长了药物释放时间，为预防金属植入物体内感染提供了新的研究思路。
综上，基于 SF 微颗粒的给药系统可以保护药物不被降解或失活，并在局部提供可控的药物释放，达到长期有效的药物浓度，从而发挥比游离形式药物更好的疗效。虽然具有这些优异性能，但仍有一些关键问题需要解决。首先，微颗粒的均匀性是实现其功能的关键因素，而使用传统技术难以实现；其次，裸露的 SF 微颗粒只能在有限浓度下负载亲水药物，这主要取决于药物在 SF 溶液中的溶解度；第三，由于结构和内容简单，SF 微颗粒缺乏有效控制载药释放率的方法。因此，制备均匀的 SF 微颗粒仍需要新的方法，并且需要额外功能成分来提高 SF 微颗粒的可控载药和释药性能[13]。
2 SF 支架作为药物缓释载体
SF 属于蛋白类，与其他生物支架相比，在力学性能上不具有明显优势，研究者将 SF 联合其他组织工程材料制备复合支架，并对药物等进行装载，展现出良好力学性能[14-15]及药物控释效果[16]。Ou 等[17]制备了载 miRNA-124 抑制剂的复合 SF/羟基磷灰石（hydroxyapatite，HA）/氧化石墨烯（graphene oxide，GO）/聚乙烯亚胺（polyethyleneimine，PEI）支架，简称 SF/HA/GPM 支架，由于加入了能增强力学性能的 HA 及 GO 等材料，该支架表现出优良的力学性能。动物实验研究中，SF/HA/GPM 支架所负载的 miRNA-124 抑制剂通过抑制 miRNA-124 来反向上调激活转录因子 4（activating transcription factor 4，ATF4），进而促进小鼠成骨细胞的成骨分化。该支架为所装载药物提供一个负载平台，体内局部植入后可使药物局部释放，促进局部骨缺损修复，是组织工程良好载体。
Yang 等[18]采用温度梯度引导热诱导相分离法制备了脱细胞软骨细胞外基质复合 SF 支架，并将 TGF-β3 涂覆到支架表面，体外研究发现该复合支架力学性能较未添加 SF 的支架明显提高。然而，两种支架所装载的 TGF-β3 却在最初 7 d 均出现大量释放，并在培养 28 d 后释放量均增加至总释放量的 89%。类似研究中，研究者们同样发现载药 SF 支架出现初期突释现象[19]。Xin 等[20]通过将鸢尾素水溶液均匀滴至 SF/硅酸钙/海藻酸钠复合材料中，冷冻干燥后形成复合支架，体外释放实验中鸢尾素在最初 24 h 释放量达 28%，随后 6 d 逐渐达 50%。Shera 等[21]将 SF 与黄原胶以不同比例混合形成复合支架，通过物理吸附作用负载氯霉素，其中 SF/黄原胶比例为 8∶2、5∶5 的复合载药支架在最初 1 h 的放释量分别为 73.05%±2% 和 46.78%±17%，然而比例为 2∶8 的复合载药支架在整个研究期间最大释放量为 2.14%±0.4%，并未出现明显突释；其他研究团队在类似研究中亦未发现明显突释[22]。
SF 通过联合其他材料形成复合支架来装载药物及蛋白等，有效提高了复合支架的力学性能，但仍不可避免地出现药物初期大量释放，分析原因考虑可能与以下几方面因素有关：① 所装载药物及蛋白的水溶性：若被装载的药物及蛋白水溶性强，则会加速初期药物释放。② 装载药物所用方法：装载药物若使用表面滴加及物理吸附法，因大部分药物位于支架表面，初期接触面积大，则突释现象明显。③ SF 复合支架材料性质、混合比例及表面孔径大小：材料及混合比例不同可能会产生不同大小的孔径，支架孔径增大会加大支架与水的接触面积，使水更容易渗入支架内部，支架内部的药物会通过孔流出至支架外，导致药物初期大量释放。然而初期突释也不完全是缺点，Ramadass 等[23]研究表明，载Ⅰ型胶原肽（collagen typeⅠpeptides，CP）和 S-亚硝基谷胱甘肽（S-nitrosoglutathione，GSNO）的复合 SF 纳米支架在促进糖尿病足创面修复过程中，CP 和 GSNO 在初期均出现大量释放，GSNO 为创面提供了足够一氧化氮，进而促进创面血管扩张，增强了创面血供，而 CP 则为构建或再生细胞外基质提供了良好条件。
3 SF 对载药材料进行涂层包裹
将药物或小分子蛋白等加入 SF 溶液中形成混合 SF 溶液，或用一定浓度单纯 SF 溶液对生物组织工程材料进行涂层，在药物控释中扮演着重要角色。Li 等[24]通过层层组装法制备了 SF 涂层地塞米松微晶，体内实验表明 SF 涂层使地塞米松微晶在圆窗膜上均匀分布，具有更大的分布面积百分比；经 SF 涂层后的地塞米松微晶有利于减少经鼓室内注射后微晶在圆窗膜上的团聚，为内耳给药提供了一种新的局部给药策略。
2016 年，Li 等[25]将神经营养因子 3（neurotrophin 3，NT-3）加入到浓度为 1% 的 SF 溶液中，并使用该溶液对明胶海绵支架进行涂层，探讨复合支架上 NT-3 的体外释放，并将该复合支架移植入大鼠和犬脊髓损伤部位。结果表明，经 SF 涂层后的明胶海绵复合支架出现较高且稳定的 NT-3 释放，且未见明显初期突释现象，体内释放研究表明可持续释放 NT-3 长达 28 d；而未经 SF 涂层的载 NT-3 明胶海绵支架在前 3 天出现低水平释放，5 d 后却出现明显突释现象，不能保证 NT-3 稳定且充足的供应。在神经干细胞迁移、神经元分化、神经纤维生长、突触发育和可塑性等方面，NT-3 发挥着广泛的营养作用，含 NT-3 的 SF 涂层明胶海绵复合支架植入动物体内后，局部释放的 NT-3 有利于促进脊髓损伤功能恢复。2018 年，该团队继续完善实验[26]，通过扩大研究样本量、引入电生理学证据来证明复合支架植入体内后的生物作用，并对比不同浓度 SF 溶液涂层对 NT-3 释放的影响。结果表明，1% 浓度的 SF 溶液具有最好涂层效果，在为期 28 d 的 NT-3 释放实验中表现出较高水平且稳定的 NT-3 释放，复合支架在体内能明显抑制脊髓损伤局部炎症反应，促进神经纤维再生。
上述研究通过将 SF 涂层于载药生物材料表面，起到控制药物释放、维持药物浓度水平、使材料均匀分布、提高生物材料接触面积的效果，最终获得理想的药物释放。然而采用不同浓度 SF 溶液对不同生物材料进行涂层会产生不同效果，因此在涂层方式及 SF 涂层浓度和结构方面仍需研究者们继续探索。Bhattacharjee 等[27]通过碳二亚胺偶联反应将 SF 接枝到载 BMP-2 及 TGF-β 的 nHA 支架上，该复合支架表现出良好的可降解性及生物相容性，但在初期所负载的 BMP-2 及 TGF-β 均出现轻微突释现象；虽有此缺点，但不失为一种 SF 与生物材料结合的新方法。Zhou 等[28]探索了 3 种不同结构 SF（α-螺旋结构、β-折叠结构、m-结构）对含纳米银粒子及庆大霉素的钛板涂层后的药物释放行为影响，结果表明经 α-螺旋结构 SF 涂层的钛板表现出更好的蛋白质吸附能力及亲水性，并具有 pH 依赖性药物释放及持久抗菌性能。关于不同结构 SF 在组织工程药物缓释载体涂层方面的研究较少，多数研究集中在 β-折叠结构的 SF，这是因为 α-螺旋结构具有较好的亲水性，而 β-折叠结构亲水性较差。在应用 SF 对组织工程材料进行涂层时，需要通过物理或化学方法诱导 α-螺旋结构转换为 β-折叠结构，进而使 SF 牢固涂层于材料表面。
4 SF 水凝胶作为药物缓释载体
近年来，SF 水凝胶在组织工程和药物输送中的应用受到了广泛关注，通过物理或化学处理方式以及与其他生物材料复合制备出不同作用的载药 SF 水凝胶，在软骨组织再生领域[29]、创面修复领域及抗癌、抗感染等领域表现出良好应用前景[30-31]。He 等[32]制备了载人酸性 FGF-1 的 SF 水凝胶，并研究其在创面修复方面的作用，结果表明该 SF 水凝胶具有良好的吸水性、溶胀性及生物降解性，虽出现 FGF-1 初期突释现象，但后期可稳定释放 FGF-1；该载药 SF 水凝胶降解可控，可满足创面修复的时间要求，在促进创面修复上表现出积极作用。
2020 年，Oliveira 等[33]制备了载倍他米松的酪胺改性结冷胶/SF 复合可注射水凝胶，该复合水凝胶中 SF 主要为 β-折叠结构，与单纯 SF 水凝胶相比，具有较高的酶交联度及物理交联度，表现出良好的抗生物降解性及快速凝胶化能力，以及较低的吸水性，所装载药物表现出随时间可控的释放曲线，起到了较好药物控释效果，解决了倍他米松半衰期短的问题，延长了药物释放时间。该复合水凝胶的凝胶化时间为 2～5 min，快速凝胶化能力为临床应用及工业生产带来了极大便利。脂质体的膜结构可以同时包裹亲水性和疏水性药物，因此是包埋药物分子最常用的纳米结构之一。同年，另一团队制备出载亲脂性药物姜黄素的脂质体复合 SF 可注射水凝胶[34]，该复合水凝胶具有良好的药物控释特性，虽于第 1 天出现了约 20% 的药物突释，但之后的释放仍表现出满意效果。该团队的初步尝试为制备 SF 水凝胶载疏水性药物提供了一个新途径，并使其起到延缓药物快速降解的作用。
通过分析上述研究我们发现，SF 水凝胶在装载药物后同样出现了药物初期突释问题，但如前所述，初期药物突释并非不好结果。近期有研究制备载地塞米松的可注射 SF 水凝胶，并对该水凝胶进行药物释放及生物相容性研究，结果表明其具有良好生物相容性，且可提高疏水性药物的快速释放率，为快速提高局部药物浓度提供新的手段[35]。另有研究表明[36]，将 SF 与其他生物材料混合形成复合载药水凝胶，通过调节材料配比，可形成不同孔径、孔隙率及弹性模量的复合水凝胶，且随温度升高可使形成凝胶的时间缩短，并达到良好药物控释效果。复合水凝胶给药系统的早期高浓度释放及后期持续缓释，在抗癌、抗感染、促进创面修复等方面表现出优势，因此在应用过程中要充分根据材料性能、所装载药物的性能、临床需要达到的目的及预期效果，来选择合适的 SF 凝胶载药体系[37]。
5 SF 纳米纤维作为药物缓释载体
近年来随着工艺技术发展，静电纺丝技术在组织工程中得到越来越广泛的应用；采用静电纺丝技术制备的载药 SF 纳米纤维敷料，在创面抗感染及促进创面修复方面起到了积极作用[38-39]。静电纺丝纳米纤维具有单根纤维直径在纳米至微米范围的骨架结构，且具有较高的表面积及孔隙率[40]，可以促进创面保湿、渗出物吸收、组织再生及止血等，且允许种子细胞增殖并产生细胞外基质[41]；然而，药物从纳米纤维中的释放速度通常取决于药物分子大小、性质及纳米纤维孔径大小。
Dadras 等[42]通过静电纺丝技术制备了载多西环素的 SF/明胶复合纳米纤维垫，明胶的加入增加了复合材料亲水性，导致药物初期大量释放，前 5 h 药物释放量接近总释放量的 40%，但在 48 h 内有较好的药物释放作用；该复合纳米纤维垫在体外表现出良好的生物相容性，体外抗菌研究表明其还具有良好抗菌效果。Chouhan 等[43]制备了载 EGF 和盐酸丙环沙星的 SF/聚乙烯醇纳米纤维垫，该纳米纤维垫具有良好的生物相容性及保湿能力，体外释放研究表明盐酸丙环沙星初期释放量较高，维持较高药物浓度，有利于杀灭创面细菌；而所载 EGF 则显示出长期缓慢释放的特性，有利于创面修复。该复合纳米纤维垫在体外对大肠杆菌、金黄色葡萄球菌、铜绿假单胞菌及表皮葡萄球菌等均有良好抑制效果。双重及多重载药材料在药物控释及实现药物顺序释放方面虽有不足，但仍表现出令人可喜的结果。
有学者探索了通过电荷吸附作用来装载药物。Song 等[44]采用静电纺丝技术制备了载万古霉素的明胶微球/SF 复合纳米纤维，通过电荷吸附作用使带正电荷或负电荷的明胶微球装载药物，结果表明带负电荷载药明胶微球/SF 纳米纤维具有更高的药物装载能力，但第 1 天仍存在药物突释现象，药物累计释放时间达 14 d 以上。为解决初期突释现象，另一研究团队通过静电纺丝技术制备出壳-核结构的载瑞舒伐他汀的 SF/聚乙烯醇复合纳米纤维[45]，该纳米纤维以药物及 SF 为核结构，以聚乙烯醇为外壳结构以对核结构进行包裹。结果显示，该纳米纤维具有良好的抗降解性及药物控释特性，降解时间达 500 h 以上，体外药物释放时间长达 336 h。相似研究表明，随着壳厚度增加，壳-核结构的载药纳米纤维初期突释现象得到逐步缓解，具有更优的药物控释效果[46]，从而避免了初期药物大量释放。
6 SF 海绵作为缓释载体
SF 与其他生物材料复合制备的载药 SF 海绵，在组织工程药物缓释体系中也有着较为重要的作用。Silva 等[47]通过使用物理稳定法及化学交联法制备出两种类型 SF 海绵，均表现出良好的形变能力及形变恢复能力（形变恢复能力均在 90% 以上）。将这两种类型 SF 海绵分别浸润至布洛芬溶液中，经冷冻干燥后分别获得载布洛芬 SF 海绵。两种载药海绵均表现出良好的释药特性。经物理稳定法制备的载药 SF 海绵初期药物明显突释，而经化学交联法制备的载药 SF 海绵则表现为稳定控释，两种类型载药 SF 海绵药物释放时间均长达 3 周。该研究制备的载药 SF 海绵具有良好的孔隙率及溶胀特性，其力学性能与天然软骨相似，且对软骨细胞增殖具有促进作用。
因载药 SF 海绵具有形变能力及药物控释能力，因此可将载药 SF 海绵压缩后通过微创方式植入组织缺损部位。SF 海绵压缩后占据了更小空间，且海绵中携带了治疗药物，所以在促进局部缺损修复方面发挥出重要作用。Wang 等[48]制备了载富血小板血浆（platelet-rich plasma，PRP）的含银粒子壳聚糖复合 SF 海绵敷料，并研究其在抗感染及促进创面修复中的作用。结果表明该复合 SF 海绵敷料具有良好的孔隙率、亲水性及保水效果，可大大减少敷料内部水分损失，保湿时间长达 19 h。因 SF 海绵的多孔结构，PRP 中的蛋白可稳定负载其中，进而达到长时间释放药物效果；体外释放研究显示，体外累计释放 36 h 时 PRP 释放量可达释放总量的 82.81%±2.79%，体外最长释放时间达 48 h。抗菌实验结果表明该 SF 海绵敷料具有良好的促进创面修复效果及抗炎、抗感染作用。
载药 SF 海绵在创面修复及微创组织缺损修复等方面具有较好应用前景，但仍存在初期突释现象，通过改进制备工艺及制备方法有望克服此缺点[49]。
7 小结与展望
基于 SF 良好的生物相容性、生物降解性，利用其溶解性、黏度、力学特性等特点，研究者们制备了各种类型的 SF 药物缓释材料。经总结发现（表1），SF 载药微颗粒可一定程度缓解药物初期突释，并实现药物序贯释放，但仍有部分研究出现了初期药物突释现象。而因 SF 本身力学强度较差，通过加入其他可提高力学性能的材料制备的复合支架在力学性能上有所提高，但仍不能避免初期药物突释，通过调节材料配比及表面孔隙大小可有效解决该问题。SF 具有良好的成膜性，通过对载药体进行涂层可一定程度缓解药物初期突释现象，但该效果受到 SF 的结构及涂层方式的影响。SF 水凝胶因具有较好的流动性、可注射性、吸水性、保水性及生物降解性，为局部注射提供了新的应用方法。SF 纳米纤维则可通过调节纳米纤维的直径来控制其孔径及孔隙率，并可通过壳-核结构来控制药物释放，进一步解决了药物初期突释问题。SF 海绵因具有良好的形变能力及形变恢复能力，为微创伤口植入缓释材料的制备提供了新的途径。
表1
各种类型 SF 药物缓释载体的特点
Table1.
Characteristics of various types of SF drug-loaded sustained-release carriers
近年来，许多研究者将上述多种形式 SF 材料进行改进创新，并在控制药物初期突释、延长药物释放时间、调节材料力学性能、可塑变形性及可注射性等方面取得了很大进展。然而，制备的不同 SF 缓释载体都有各自优点及不足。例如，应对骨感染等方面的临床问题，需要使用具有较大药物装载能力的材料，且材料需有较好的力学性能及药物长期控释能力；若需关节腔内给药，则选择可注射性良好的 SF 水凝胶；若治疗创面感染及创面修复，则可选择具有良好孔隙率、透气性及保湿性的 SF 纳米纤维。因此应根据不同使用情况及条件，采用不同性能及特点的材料，以达到最优治疗效果。研究者们在这一领域不断探索，最近有学者研究了载药 SF 缝合线[50]及 SF 抗闭塞血管内支架[51-52]，为 SF 载药材料开辟出新的领域。
鉴于目前 SF 在医学相关领域的应用，现对其未来发展方向进行展望：① 可将载药 SF 微粒应用于肺部吸入，以治疗呼吸系统相关疾病；应用于血管介入手术，以达到对肿瘤营养血管的栓塞作用（肝脏动脉栓塞）；应用于目的器官供血动脉的栓塞，以达到危急情况止血目的（子宫动脉栓塞）。② 利用 SF 良好的性能制备出再生医学替代材料，如人工角膜、人工声带、人工鼓膜、人工心脏瓣膜等。③ 制备新型 SF 材料应用于先天性心脏病房间隔及室间隔缺损的修复。④ 制备新型可降解载抗凝药的 SF 血管内导丝，预防血栓形成。⑤ 制备新型血管、神经、肌腱、韧带及关节软组织等修复材料。⑥ 制备新型 SF 海绵止血材料等。随着研究不断深入，具有更优性能特点的 SF 产品将不断涌现，为临床应用提供更多选择。
作者贡献：李胜堂负责检索、查阅文献及撰写论文；石学文、徐博参与文章结构梳理以及逻辑形成；甄平负责综述的构思设计并参与观点形成；李松凯负责审校并修改论文。
利益冲突：所有作者声明，在课题研究和文章撰写过程中不存在利益冲突。课题经费支持没有影响文章观点。
