靜電紡絲新技術(shù)及其在生物醫(yī)藥領(lǐng)域的應(yīng)用

陳思原 孔梅梅 王淑芳* 孔德領(lǐng) 顧忠偉

1(南開大學(xué)生命科學(xué)學(xué)院生物活性材料教育部重點實驗室，天津 300071)

2(四川大學(xué)國家生物醫(yī)學(xué)材料工程技術(shù)研究中心，成都 610064))

引言

近年來，利用靜電力來制造纖維的靜電紡絲(簡稱“電紡”)技術(shù)在材料開發(fā)、裝置改進和方法創(chuàng)新等方面都取得了較大進展。電紡新技術(shù)的出現(xiàn)，使人們可以根據(jù)實際應(yīng)用的需要，設(shè)計和制造具有不同形態(tài)、結(jié)構(gòu)和性能的纖維以及多孔支架材料，電紡產(chǎn)品在組織工程和藥物傳輸?shù)阮I(lǐng)域中的應(yīng)用價值也因此變得越來越大。本研究介紹幾種電紡纖維結(jié)構(gòu)調(diào)控的新技術(shù)及其應(yīng)用，并對電紡技術(shù)的未來發(fā)展方向進行展望。

1 電紡纖維結(jié)構(gòu)調(diào)控新技術(shù)

采用傳統(tǒng)的靜電紡絲方法，通常得到表面及內(nèi)部結(jié)構(gòu)均一、隨機排列的納米纖維，這種普通的纖維往往不能滿足實際應(yīng)用的要求。例如，用于組織重建的纖維支架應(yīng)能誘導(dǎo)細(xì)胞的極性生長和分化，這時纖維的取向性就非常重要;又如，在藥物傳輸中，有時需要將藥物包埋在纖維的內(nèi)部，以實現(xiàn)藥物的緩釋，保持藥物的活性和穩(wěn)定性。為了解決組織工程和藥物傳輸?shù)阮I(lǐng)域中需求多樣化的問題，電紡纖維的形態(tài)和結(jié)構(gòu)需要相應(yīng)的特殊設(shè)計和調(diào)控。目前，已有研究對傳統(tǒng)電紡技術(shù)進行了各種優(yōu)化，也出現(xiàn)了很多新的電紡技術(shù)和設(shè)備，可以制備出具有芯-鞘、中空、多孔、串珠和取向等不同形態(tài)結(jié)構(gòu)的納米纖維。

1.1 芯-鞘結(jié)構(gòu)纖維制備技術(shù)

所謂芯-鞘結(jié)構(gòu)纖維，是指纖維由同軸的芯質(zhì)和鞘層組成，而芯質(zhì)和鞘層通常采用不同的材料。這種結(jié)構(gòu)的纖維特別適用于藥物傳輸，鞘層材料可以很好地保護芯質(zhì)中的藥物或其他生物分子乃至細(xì)胞的活性和穩(wěn)定性，同時也有利于實現(xiàn)藥物的緩釋，因此正在越來越廣泛地應(yīng)用于生物醫(yī)藥領(lǐng)域。

得到芯-鞘結(jié)構(gòu)纖維的主要方法是同軸共紡和乳液電紡。同軸共紡是使用兩個毛細(xì)管組成同軸噴嘴，在內(nèi)層的毛細(xì)管中，充有將形成芯質(zhì)的液體;在兩個毛細(xì)管的間隙中，充滿外層液體，以形成鞘層。兩層液體噴出時為同軸分流層，最終形成芯-鞘結(jié)構(gòu)。Klein等利用同軸共紡，制得了含有活性細(xì)菌的纖維。他們以聚己內(nèi)酯(PCL)和聚乙二醇(PEG)的混合溶液為鞘、以假單胞菌和聚環(huán)氧乙烷(PEO)的水溶液為芯進行共紡［1］。所得纖維芯質(zhì)中的細(xì)胞保持了磷酸酶和β-半乳糖苷酶活性，并具有反硝化功能，能對環(huán)境刺激產(chǎn)生響應(yīng)。本實驗室采用同軸共紡技術(shù)［2］，制備出以 PCL或明膠為鞘、以負(fù)載一氧化氮(NO)供體的PCL為芯的纖維，結(jié)果顯示纖維的芯質(zhì)和鞘層間有明顯界線，內(nèi)層溶液流速不穩(wěn)定可能造成芯質(zhì)直徑的變化(如圖1所示)。

圖1 PCL/PCL-NO供體纖維的芯鞘結(jié)構(gòu)(TEM照片)［2］Fig.1 TEM image of the core-shell structured PCL/PCL-NO donor fiber［2］

乳液電紡，是先將溶解有不同材料的水和油兩相制成穩(wěn)定、均一的油包水(W/O)或水包油(O/W)乳液，再將得到的乳液進行電紡。這種方法不需要共溶劑，而且可以利用乳液液滴懸浮的特點，將水溶性藥物和蛋白質(zhì)等包埋到電紡纖維中，實現(xiàn)藥物控釋。Li等以十二烷基硫酸鈉(SDS)為乳化劑，將親水性藥物蛋白酶K的水溶液滴入疏水性聚合物乙二醇/乳酸嵌段共聚物(PELA)的氯仿溶液中，形成油包水體系，并進行電紡，所得纖維如圖2所示［3］。纖維的鞘層是純 PELA基質(zhì)，芯質(zhì)是分散有蛋白酶K的PELA基質(zhì)，其中的蛋白酶具有一定的生物學(xué)活性。Dai等通過乳液電紡的方法，將漆酶作為芯質(zhì)成分包埋入聚乳酸(PLA)纖維中，并發(fā)現(xiàn)纖維具有多孔表面，這種形態(tài)對于保持其中漆酶的活性和穩(wěn)定性非常有利［4］。

圖2 蛋白酶 K/PELA芯-鞘結(jié)構(gòu)纖維的形態(tài)［3］Fig.2 Morphology of electrospun fibers of proteinase K/PELA［3］

此外，也有研究報道稱，可通過其他技術(shù)來制備芯-鞘結(jié)構(gòu)纖維。Zhang等利用相分離的原理，以乙酸作為共溶劑，將PEO和殼聚糖混溶于去離子水中，進行靜電紡絲，得到了PEO為芯、殼聚糖為鞘的納米纖維，并且通過改變 PEO和殼聚糖的混合比例、殼聚糖的分子量以及紡絲的溫度等條件，實現(xiàn)了纖維結(jié)構(gòu)的調(diào)控［5］。這種方法采用普通電紡裝置，不需要使用同軸噴嘴，是一種新的制備芯-鞘結(jié)構(gòu)纖維的方法。

1.2 中空結(jié)構(gòu)纖維制備技術(shù)

同軸共紡也是制備中空纖維的一種技術(shù)［6－7］。如圖3所示，同軸噴嘴的外層流出聚合物溶液，內(nèi)部毛細(xì)管流出與外層溶液不相溶或者難相溶的液體，如礦物油、橄欖油或甘油等;電紡得到芯-鞘結(jié)構(gòu)纖維后，除去芯質(zhì)物質(zhì)，得到中空纖維。所以，這種方法實際上是芯-鞘結(jié)構(gòu)纖維制備技術(shù)的延伸。在制備過程中，纖維的鞘層要具有一定的力學(xué)強度，以確保在除去芯質(zhì)物質(zhì)時保持較好的形態(tài)。

Li等利用同軸共紡技術(shù)，電紡得到重礦物油為芯、TiO2和聚乙烯吡咯烷酮(PVP)為鞘的纖維;然后用辛烷提取除去重礦物油，得到中空纖維，纖維直徑和管壁厚度可以通過一系列工藝參數(shù)加以調(diào)控(見圖4)［6］。Loscertales等將電紡技術(shù)和凝膠化學(xué)結(jié)合，使用橄欖油和甘油作為內(nèi)層溶液，鞘層成分在纖維斷裂之前發(fā)生凝膠化，而內(nèi)層溶液在收集器上蒸發(fā)，形成中空纖維［7］。

圖3 同軸共紡裝置［6］Fig. 3 Schematic illustration of the coaxial electrospinning setup

圖4 TiO2/PVP納米管狀纖維(電鏡照片)。(a)TEM;(b)SEM［6］Fig.4 Images of TiO2/PVP tube.(a)TEM;(b)SEM［6］

相分離原理可以形成芯-鞘結(jié)構(gòu)的纖維，因此可以進一步設(shè)想，使用易于逸出或除去的物質(zhì)作為芯質(zhì)材料，就能夠得到中空纖維。Liu等設(shè)計了在高壓CO2環(huán)境下進行電紡的裝置，使用PVP和聚偏氟乙烯(PVDF)進行電紡，得到了具有中空或開放孔洞結(jié)構(gòu)的纖維［8］。他們認(rèn)為，這種結(jié)構(gòu)的形成是由于高壓的 CO2環(huán)境使溶劑的揮發(fā)受到抑制，同時CO2向纖維中滲透，纖維外層迅速形成后，內(nèi)部發(fā)生相分離，產(chǎn)生CO2空泡，這些空泡逐漸聚集，形成開放孔洞或者中空的結(jié)構(gòu)。

1.3 多孔結(jié)構(gòu)纖維制備技術(shù)

利用電紡技術(shù)制得無紡纖維材料，一個顯著的優(yōu)點是它具有很大的比表面積。通過各種技術(shù)，使電紡纖維具有多孔表面，可以進一步增大纖維的表面積。這種結(jié)構(gòu)的纖維和纖維支架適用于纖維與周圍環(huán)境需要進行充分接觸和反應(yīng)的場合，如某些藥物的釋放及催化劑和傳感器等領(lǐng)域。

目前，制備多孔結(jié)構(gòu)纖維的方法主要是混紡與溶解結(jié)合。先將兩種材料進行混紡，再用某種溶劑溶解除去其中一種高分子，從而在纖維上形成孔或者其他復(fù)雜的幾何形狀。在文獻報道中，既有用水或水溶液除去水溶性的物質(zhì)，也有用氯仿等除去脂溶性的物質(zhì)。例如:Zhang等將明膠和PCL在三氟乙酸中進行混紡，然后通過浸出法用PBS緩沖液去除水溶性的明膠，得到含有明顯溝槽的納米纖維［9］(見圖5);Li等將聚乙烯醇(PVA)與殼聚糖共混的納米纖維用堿溶液去除 PVA，以制備多孔纖維［10］;Greiner等對PLA/PEO進行電紡，然后將其溶于水，除去PEO，得到了表面多孔的 PLA纖維［11］;You等將聚丙交酯(PGA)與 L-聚乳酸(PLLA)溶解在六氟丙烯中電紡，用氯仿除去后者，得到了具有三維連通孔洞的纖維［12］。

圖5 PCL/明膠混紡纖維的形態(tài)。(a)PCL/明膠電紡纖維;(b)使用浸出法去除明膠后纖維的形貌［9］Fig.5 Morphology of PCL/gelatin electrospun fibers.(a)PCL/gelatin nanofibers;(b)After extraction with buffer to remove gelatin［9］

先通過交聯(lián)使一種材料不溶，然后除去另外一種成分，也可以制得具有多孔結(jié)構(gòu)的纖維。Gupta等用路易斯酸對GaCl3和尼龍-6絡(luò)合，將得到的絡(luò)合物進行電紡，再將納米纖維浸入水中24 h，去除GaCl3，得到多孔的尼龍-6 纖維［13］。

此外，在特定條件下對單一材料進行電紡，也可以得到多孔纖維。Casper等以四氫呋喃(THF)為溶劑，在濕度超過30%時對聚碳酸酯(PC)進行電紡，發(fā)現(xiàn)獲得的纖維表面具有很多微孔，并且孔密度隨濕度增大而增加［14］。Bognitzki等以二氯甲烷為溶劑，分別對PLLA、PC和聚乙烯咔唑(PVK)進行電紡，結(jié)果發(fā)現(xiàn)所得纖維呈現(xiàn)多孔結(jié)構(gòu)，圖6所示為PLLA纖維的形態(tài)［15］。他們認(rèn)為，這種具有規(guī)律的表面形貌是由電紡過程中的快速相分離過程造成的，富含溶劑的區(qū)域會形成孔洞。

圖6 PLLA納米多孔纖維的SEM照片［15］Fig.6 SEM photographs of PLLA nanofibers［15］

1.4 串珠狀結(jié)構(gòu)纖維制備技術(shù)

在電紡過程中，很多參數(shù)都會影響所得纖維的形態(tài)和結(jié)構(gòu)。通過改變材料分子量、溶液黏度、溶液表面張力、電紡電壓、接收距離，以及加入某些物質(zhì)等方法，可以得到具有串珠狀結(jié)構(gòu)的纖維，一般較低的分子量和黏度、較小的接收距離以及過低或過高的電壓容易產(chǎn)生串珠狀結(jié)構(gòu)。在通常情況下，串珠狀纖維被認(rèn)為是“失敗”的電紡產(chǎn)物，但它在某些特定領(lǐng)域有獨特的應(yīng)用價值，其特有的串珠部分可以用于裝載藥物或其他物質(zhì)，因此近年來對它的關(guān)注也逐漸增多。

Qi等人通過乳液電紡，得到了含有串珠狀結(jié)構(gòu)的纖維。首先將海藻酸鹽和牛血清白蛋白(BSA)的混合水溶液滴入二氯甲烷中并攪拌形成混合物，再加入Ca2+使海藻酸鹽交聯(lián)，形成包裹有BSA的海藻酸鈣顆粒，然后將PLLA溶解在該W/O乳液中進行電紡［16］。所得纖維具有類似串珠的結(jié)構(gòu)，但當(dāng)電壓增大時纖維整體形態(tài)發(fā)生變化，串珠結(jié)構(gòu)變?yōu)榧忓N形結(jié)構(gòu)。此外，他們還將 PVA溶解在聚苯乙烯(PS)的O/W乳液中進行電紡，也得到了具有明顯串珠結(jié)構(gòu)的纖維，如圖7所示。

圖7 乳液電紡PVA得到的串珠狀纖維結(jié)構(gòu)SEM照片［16］Fig.7 SEM micrograph of emulsion electrospun fibers［16］

Zhan等將濃度為4%和20%兩種PS溶液進行對紡，得到具有復(fù)合性能的PS膜。其中，20%的PS溶液形成微米級纖維，為纖維膜提供了很好的力學(xué)強度;而4%的PS溶液形成串珠結(jié)構(gòu)纖維，具有超疏水性［17］。他們認(rèn)為，纖維在盤繞的過程中伸展速度不夠快，因此存在 Rayleigh不穩(wěn)定性(Rayleigh instability)，從而形成串珠。他們還發(fā)現(xiàn)，串珠的形成取決于溶液表面的張力、黏度以及導(dǎo)電性，隨著PS溶液濃度的增大，纖維上串珠的密度降低。

1.5 取向結(jié)構(gòu)纖維制備技術(shù)

在通常情況下，纖維在收集器表面沉積形成的是隨機排列的形態(tài)。近年來，取向結(jié)構(gòu)纖維的制備已經(jīng)成為電紡技術(shù)研究中的熱點，因為纖維的取向性不僅對纖維支架自身的機械性能有很大影響，也對組織修復(fù)時細(xì)胞的黏附、生長、增殖和分化有很大影響。取向結(jié)構(gòu)纖維制備的關(guān)鍵在于纖維的收集，主要方法是對收集器進行改進，如采用旋轉(zhuǎn)收集器或特殊形狀的收集器。此外，在收集器附近添加額外磁場或電場，也可以得到取向性良好的纖維。

最早出現(xiàn)和最簡單的獲得取向纖維的方法是對纖維收集器進行改進，這也是目前制備取向纖維的主要方法。同時，收集器的形態(tài)、旋轉(zhuǎn)等性能對纖維和支架形態(tài)結(jié)構(gòu)的影響也是研究的熱點之一。Edwards等采用旋轉(zhuǎn)收集器收集電紡 PCL纖維，得到取向性良好的纖維，并發(fā)現(xiàn)在某一轉(zhuǎn)速閾值以上，隨著轉(zhuǎn)速的增加，纖維的平均直徑下降［18］。Secasanu等使用兩個并排的尖頭電極作為收集裝置來制備取向纖維，他們認(rèn)為電極的尖端可以影響電場的分布(電場線的方向和密度)［19］。實驗結(jié)果證明，與平頭的電極相比，這種裝置能夠得到更多的取向纖維。Liao等設(shè)計了“離心電紡”的裝置，將離心場和電場結(jié)合，使聚合物溶液從一個環(huán)形收集器的圓心噴出，并通過電機使噴嘴以一定的速度旋轉(zhuǎn)，使纖維沉積在圓環(huán)的內(nèi)壁，得到取向性良好的纖維［20］。

Zhang等利用不同的收集器得到了具有不同取向和微圖案的纖維，如圖8所示。這種纖維具有平行結(jié)構(gòu)或方格形圖案，通過改變收集器的形狀可以得到所需要的纖維結(jié)構(gòu)［21］。纖維的沉積、排列以及微圖案的形成取決于靜電力，而不同有序排列的微圖案在組織工程中會影響細(xì)胞的活性，因此有必要通過調(diào)整電壓、流速以及溶劑體積比來控制纖維結(jié)構(gòu)的有序度。當(dāng)電壓加大或流速加大時，PCL或PLA纖維的微圖案化有序度下降;當(dāng)溶劑體積比(二甲基甲酰胺(DMF)/THF)變小時，有序度下降(見圖9)。

圖9 電紡條件對微圖案化纖維結(jié)構(gòu)的影響。(a)電壓的影響;(b)流速的影響(FD，流速);(c)溶劑體積比的影響(D，DMF;T，THF)(標(biāo)記尺寸:100 μm)［21］Fig.9 Influence of electrospinning parameters on fibers morphology.(a)influence of voltage on patterned architectures;(b)influence of feeding rate on patterned architectures(FD，feeding rate);(c)influence of volume ratio of solvents on patterned architectures(VR，volume ratio;D，DMF;T，THF)(scale bar:100 μm)［21］

在電紡的收集區(qū)域內(nèi)，添加額外的電場或磁場，可以對電紡纖維的取向產(chǎn)生一定的影響。Kakade等對PEO進行電紡，用兩個帶電鋁板誘導(dǎo)取向，得到宏觀上取向性良好的纖維，并使聚合物鏈平行于纖維軸［22］。Yang等對 PVA進行了磁性電紡，在PVA纖維中加入了磁性納米顆粒，在收集器前添加了磁場，從而制得了高度有序的平行纖維氈(如圖10所示)，并進一步得到了不同角度的平行四邊形網(wǎng)格結(jié)構(gòu)，但纖維中摻雜的磁性納米顆粒在實際應(yīng)用中的影響還有待檢驗［23］。

2 電紡新技術(shù)的應(yīng)用

2.1 組織工程

利用電紡技術(shù)可以制得仿生性優(yōu)良的支架材料。這種材料與傳統(tǒng)材料的重要區(qū)別在于它是由超細(xì)纖維構(gòu)成的，其仿生性能主要體現(xiàn)在纖維尺度和支架孔隙兩個方面。電紡纖維的尺度可以控制在微米到納米級，接近于天然細(xì)胞外基質(zhì)中的纖維。另外，支架材料的孔隙率和孔徑等也可以通過制備過程中的一系列加工參數(shù)加以調(diào)控，開放性的孔洞結(jié)構(gòu)和高的孔隙率有利于細(xì)胞的植入和培養(yǎng)、組織的生長以及營養(yǎng)物質(zhì)和代謝產(chǎn)物的流通。因此，電紡支架可以在體內(nèi)為細(xì)胞提供良好的黏附、生長條件，可以應(yīng)用于血管、骨、肌肉、神經(jīng)、韌帶和肝臟等組織的修復(fù)和重建。隨著電紡技術(shù)的進步，具有降 解可控性、取向性和生物活性的纖維逐步應(yīng)用于組織工程中。通過新的電紡技術(shù)，使材料降解速率與組織再生速率同步，利用材料的取向性，對細(xì)胞的黏附、生長、增殖和分化及合成分泌等活性進行誘導(dǎo)和促進，并在材料上負(fù)載生物活性物質(zhì)，以提高材料的生物相容性和生物反應(yīng)性，已成為組織工程領(lǐng)域研究的熱點。

圖10 磁性電紡得到的取向纖維和平行四邊形網(wǎng)格纖維。(a)不同放大倍數(shù)下的取向纖維;(c)(d)不同角度的平行四邊形網(wǎng)格纖維［23］Fig.10 Scanning electron microscopy(SEM)images of the aligned fibers.(a)～(b)aligned fibers at different scales;(c)parallelogrammic fibers with different angles［23］

目前，靜電紡絲已成為小口徑血管組織工程中的一種極具發(fā)展?jié)摿Φ募夹g(shù)。小口徑血管移植物失敗的一個主要原因是血小板在移植物表面黏附，進而造成血栓。本實驗室采用同軸共紡技術(shù)［2］，以PCL或明膠為鞘，以負(fù)載一氧化氮(NO)供體的PCL為芯，制備出了具有芯－鞘結(jié)構(gòu)的纖維，用于小孔徑人工血管的構(gòu)建。此方法制成的芯－鞘結(jié)構(gòu)纖維多孔材料具有控制釋放NO的性能，能夠抑制血小板的黏附、聚集及其活性，并可防止NO供體濾出而產(chǎn)生細(xì)胞毒性，因此是提高人工血管材料的抗凝血性和生物相容性的有效方法。

電紡技術(shù)在骨組織工程的研究中也有很大的應(yīng)用價值。Asran等對 PVA/膠原/羥基磷灰石(HAp)進行電紡，制備了含有串珠狀結(jié)構(gòu)的納米纖維(如圖11所示)，并且纖維取向性良好，這種支架模擬了骨材料的層次結(jié)構(gòu)和礦物組成，具有高生物活性，在骨支架方面有廣泛的應(yīng)用前景［24］。Fu等使用乳液電紡的方法，將乳酸/羥基乙酸共聚物(PLGA)的有機溶液和骨形成蛋白-2(BMP-2)與HAp的水溶液進行電紡，將 BMP-2包埋入 PLGA/HAp復(fù)合基質(zhì)中形成纖維支架［25］。HAp納米顆粒在PLGA基質(zhì)中均勻分布，支架顯示出很好的形態(tài)和機械強度，并且細(xì)胞的黏附良好，從復(fù)合支架中釋放出的BMP-2能夠保持其活性，在體內(nèi)促進新骨的形成和骨缺損修復(fù)。這種支架可以實現(xiàn)BMP-2的緩釋，釋放時間在2～8周，而增加HAp的含量可以加快其釋放。

圖11 PVA/Col-Hap纖維的背面散射SEM［24］Fig.11 Back scatteringSEM micrograph for aligned electrospun PVA/Col/n-HAp［24］

此外，電紡技術(shù)也可以應(yīng)用在其他組織的構(gòu)建和修復(fù)當(dāng)中。Choi等將PCL和膠原進行混紡，得到納米纖維支架，并在其上種植了人骨骼肌細(xì)胞［26］。結(jié)果顯示，單一取向的纖維可以明顯地誘導(dǎo)骨骼肌細(xì)胞的取向和肌管的形成，說明這種取向性的納米纖維支架可以作為大片肌肉損傷患者的功能化肌肉組織移植物。Yang等考察了在體外條件下，PLLA纖維的取向和尺寸對神經(jīng)干細(xì)胞(NSC)的形態(tài)、分化和軸突生長的影響［27］。在取向纖維上，NSC的取向與纖維平行，軸突定向生長，而在隨機排列的纖維上培養(yǎng)的NSC沒有顯示出定向生長。另外，NSC分化速率在納米纖維上比微米纖維上更高，與纖維定向無關(guān)。由此可見，取向排列的納米纖維支架是神經(jīng)組織工程中的理想材料。Lee等發(fā)現(xiàn)，人韌帶成纖維細(xì)胞在植入取向納米纖維后，合成的膠原量大大多于隨機排列的納米纖維［28］?？梢?，在韌帶修復(fù)中，取向纖維支架不僅能增加細(xì)胞黏附，還能增強細(xì)胞的活性。Feng等研究了兔的肝細(xì)胞在I型膠原涂層的PLA取向納米纖維上的聚集情況［29］。在3 d的時間里，超過80%的細(xì)胞在其上聚集，與隨機排列的纖維相比有更好的聚集性，并且肝細(xì)胞的功能保持得更好。這種取向纖維在肝組織工程的研究和疾病的治療方面有很好的應(yīng)用前景。

2.2 藥物傳輸

近年來，將電紡材料用于構(gòu)建藥物控釋系統(tǒng)的研究很多，電紡纖維可以通過涂敷、包埋等方法攜帶抗生素、抗癌藥等藥物以及蛋白質(zhì)和DNA等生物制劑，活細(xì)胞也可以通過電紡的方法包埋入纖維中。此外，電紡纖維具有比表面積大、載藥量高、藥物釋放可控等優(yōu)點，在藥物傳輸中有良好的應(yīng)用前景。

Huang等應(yīng)用同軸共紡技術(shù)制得具有芯-鞘結(jié)構(gòu)的納米纖維。他們以乙酰螺旋霉素片劑和明膠蛋白質(zhì)為芯、以PCL為鞘，將藥物包覆在壁厚小于100 nm的超細(xì)纖維中。在實驗范圍內(nèi)，纖維膜的力學(xué)性能隨芯質(zhì)內(nèi)溶質(zhì)含量的提高而降低［30］。這種纖維可用作體內(nèi)手術(shù)傷口縫合線，或用于大面積創(chuàng)傷(如燒傷)傷口的敷料。

Xie等使用電紡PLGA纖維氈來包埋抗癌藥物紫杉醇，包埋效率超過90%［31］。體外細(xì)胞毒性試驗顯示，在72 h后，多達70%的C6神經(jīng)膠質(zhì)瘤細(xì)胞被殺死。他們還通過電紡的方法［32］，制得了抗癌藥順鉑的緩釋制劑 PLLA/PLGA復(fù)合膠束，這種膠束由于具有芯-鞘結(jié)構(gòu)而減少了突釋量。Xu等將水溶性抗癌藥鹽酸阿霉素(Dox)的水溶液與PEG-PLLA嵌段共聚物的氯仿溶液進行乳液電紡，利用藥物與PEG的親和性，得到包裹有藥物的纖維［33］。乳液電紡可以減少藥物的初期突釋，并保持藥物的化學(xué)結(jié)構(gòu)，在體外MTT實驗中，纖維釋放出的 Dox的抗腫瘤效果與普通Dox相當(dāng)。

Jiang等使用同軸共紡設(shè)備，制得了以 PCL為鞘、以含葡聚糖的 BSA為芯的生物可降解芯-鞘結(jié)構(gòu)纖維［34］。他們發(fā)現(xiàn)，內(nèi)層溶液流速高時 BSA裝載較多，釋放速率較快，而外殼中加入PEG可進一步控制釋放速率，增加BSA的釋放。通過改變內(nèi)層溶液的流速和外殼中PEG含量，可以將釋放周期控制在1周～1個月左右。Jiang等以含有BSA或溶菌酶的PEG為芯、以PCL為鞘，制得了芯-鞘結(jié)構(gòu)纖維，然后考察了這兩種模型蛋白的釋放和活性［35］。結(jié)果顯示，第一天存在輕微的突釋現(xiàn)象，隨后進入相對穩(wěn)定的釋放期，另外，包裹在纖維中的溶菌酶保持了其一級和二級結(jié)構(gòu)，具有較好的催化活性。

Saraf將同軸共紡應(yīng)用于調(diào)控非病毒基因的傳遞等［36］。他們以 PEG為芯并加入質(zhì)粒 DNA，以PCL為鞘并加入非病毒基因載體r-PEI-HA，然后進行同軸共紡，發(fā)現(xiàn)非病毒基因載體r-PEI-HA的釋放取決于它本身的濃度和質(zhì)粒DNA的濃度，并且發(fā)現(xiàn)這種基因傳遞載體的釋放時間延長到60 d，質(zhì)粒DNA的轉(zhuǎn)染也持續(xù)了60 d，轉(zhuǎn)染效率與PEG的分子量有關(guān)。

3 結(jié)論及展望

近年來，靜電紡絲作為一種在組織工程和藥物傳輸?shù)阮I(lǐng)域中具有普遍應(yīng)用的聚合物加工技術(shù)，受到了人們的關(guān)注。電紡技術(shù)的優(yōu)點表現(xiàn)在:操作簡便，可加工材料種類多，纖維特性可控，應(yīng)用廣泛。近年來各種新技術(shù)和新裝置的出現(xiàn)，使得人們可以獲得具有不同結(jié)構(gòu)(芯-鞘、中空、多孔、串珠和取向等)和性能的纖維及多孔支架材料。未來電紡技術(shù)的發(fā)展仍然在于對已有技術(shù)進行改進，進而獲得更能滿足生物醫(yī)藥和其他領(lǐng)域需要的纖維材料。首先，應(yīng)進一步研究各種不同電紡技術(shù)中特殊結(jié)構(gòu)纖維形成的機制，進而改進和優(yōu)化電紡條件，對纖維的特殊精細(xì)結(jié)構(gòu)進行調(diào)控;其次，有必要加強電紡材料的功能化，如通過生物活性物質(zhì)的包埋，使支架材料具有更好的體內(nèi)反應(yīng)性，并制備具有特殊理化性質(zhì)的多功能材料;再次，還應(yīng)將電紡技術(shù)與具體應(yīng)用結(jié)合，著重考察電紡材料在實際使用中的優(yōu)勢和缺點(如組織工程支架植入體內(nèi)的反應(yīng)性)，以不斷改進電紡及其應(yīng)用技術(shù);另外，還可以將電紡技術(shù)與其他技術(shù)結(jié)合，擴展其應(yīng)用范圍(如本實驗室正在進行將電紡與自組裝結(jié)合以制備組織工程血管支架的研究)。靜電紡絲技術(shù)作為一種制備超細(xì)纖維和多孔材料的先進手段，必將在生物醫(yī)藥和化學(xué)化工等領(lǐng)域得到更廣泛的應(yīng)用，并取得快速發(fā)展。

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