熔體靜電紡絲技術(shù)及其在生物醫(yī)學中的應(yīng)用

劉曉鳳，張莉彥，閆 華，譚 晶，李好義

(北京化工大學機電工程學院，北京100029)

隨著靜電紡絲技術(shù)的飛速發(fā)展，靜電紡絲材料在生物醫(yī)學領(lǐng)域內(nèi)的應(yīng)用取得了重大進展。靜電紡絲可分為溶液靜電紡絲和熔體靜電紡絲。其中，溶液靜電紡絲材料能很好地分散到相應(yīng)溶劑中，濃度容易控制，所以，溶液靜電紡絲材料廣泛應(yīng)用于組織工程支架等方面。但溶液靜電紡絲技術(shù)及其材料在生物醫(yī)學領(lǐng)域的應(yīng)用也有不足之處，一方面表現(xiàn)為在細胞培養(yǎng)過程中，有機溶劑的毒性殘留不利于細胞存活［1］，部分材料目前還沒找到適當?shù)娜軇﹣砼涑杉徑z溶液;另一方面溶液靜電紡絲纖維直徑過小，不利于細胞生長、穿越和組織的修復［2］。熔體靜電紡絲法則具有多方面的優(yōu)勢，即其成絲過程為熱熔固化，無需溶劑輔助，無明顯鞭動過程，可獲得連續(xù)可控的直線取向纖維;纖維直徑較適宜，可用于制備較大微孔結(jié)構(gòu)的組織工程支架［3］，且其生產(chǎn)效率高。這一系列優(yōu)勢有利于其在生物醫(yī)學方面的應(yīng)用。

1 熔體靜電紡絲與溶液靜電紡絲的差異

熔體靜電紡絲技術(shù)與溶液靜電紡絲技術(shù)相比，溶液靜電紡材料一般為稀溶液，而熔體靜電紡材料為固體熔融物，較為粘稠;溶液靜電紡絲加工過程需去除溶劑等后處理，射流不穩(wěn)定，纖維較細，紡絲效率較低，而熔體靜電紡絲射流沉積較易控制，纖維直徑相對較粗，紡絲效率高。

1.1 流體黏度

溶液靜電紡絲中，溶液黏度必須控制在5～20 Pa·s才能順利紡絲，且需使用溶劑。熔體靜電紡絲熔體黏度主要為 20 ～200 Pa·s［4］，紡絲過程為熱熔固化，無需溶劑輔助，省去了溶劑混配和清除工藝，同時纖維無毒性，有利于細胞存活。但目前熔體靜電紡絲中存在熔體黏度較高的問題，制得的纖維較粗，有時甚至不能正常紡絲。

1.2 射流特點

溶液靜電紡絲中射流存在穩(wěn)定段和不穩(wěn)定段的過程，而熔體靜電紡絲幾乎不存在鞭動過程［5］。電荷在熔體表面的自由度沒有溶液靜電紡絲的高，不易產(chǎn)生鞭動不穩(wěn)定現(xiàn)象，更加容易獲得連續(xù)纖維。但其采用拉伸固化獲得纖維，熔體在噴射過程中固化，最終在接收板上形成纖維，固化冷卻后纖維間自粘結(jié)性能差，纖維間簡單地相互支撐，穩(wěn)定性差。

1.3 纖維直徑

溶液靜電紡纖維直徑為100～1 000 nm，纖維直徑過小，長時間培養(yǎng)后大部分細胞仍附著于纖維支架表面，不利于細胞穿越，對組織的修復和細胞的生長不利。熔體靜電紡絲制備的纖維直徑通常大于1 μm，可用來制備具有較大微孔結(jié)構(gòu)的組織支架，利于細胞穿越與滲透［6－7］。

1.4 紡絲效率

溶液單針紡絲時，其為單根纖維，產(chǎn)量較低，只有0.1～1 g/h;而熔體單噴頭紡絲時，產(chǎn)量為10～20 g/h，生產(chǎn)效率更高。

2 熔體靜電紡絲的技術(shù)進展

熔體靜電紡絲技術(shù)最早由美國馬薩諸塞技術(shù)學院的 C.L.Norton［8］于 1936 年提出。其基本技術(shù)原理如下:聚合物加熱熔融，在噴頭處的熔滴受到兩極板間電場力牽引作用，形成泰勒錐，靜電場力克服表面張力，使熔滴從錐形的底端噴出細流，該細流在向接收板噴射的過程中，逐漸被拉伸，并隨著溫度的降低而固化。

2006 年，N.Ogata 等［9－11］開發(fā)了激光加熱熔體靜電紡絲裝置。該方法利用激光加熱熔融高分子材料，熔滴被靜電拉伸細化并沉積，可制備直徑小于1 μm的纖維。同時該裝置加熱快、能耗低，降低了材料因為高溫而發(fā)生的熱分解。但由于無法對瞬間加熱的聚合物材料的溫度、黏度進行有效控制，從而影響纖維直徑的控制。

V.D.Cong 等［12］開發(fā)了同軸靜電紡絲技術(shù)［13－14］。儲液罐的末端連接一根同軸芯的內(nèi)外層毛細管，兩管層之間保持一定間隙，外層液體與芯質(zhì)液體分別在兩個管層間流動，最終在毛細管末端匯合。該技術(shù)克服了傳統(tǒng)靜電紡絲中兩種材料簡單混合導致活性物質(zhì)僅分布在纖維表面而引起迸發(fā)釋放的缺陷［15］，被廣泛用于制備殼-芯型納米纖維結(jié)構(gòu)，但其射流控制比常規(guī)射流復雜，從而影響纖維直徑的可控性和復合結(jié)構(gòu)的穩(wěn)定性。

目前，熔體靜電紡絲直寫技術(shù)用于組織支架的研究較多。華盛頓州立大學 S.B.Mitchell［16］等設(shè)計搭建了運動可控的接收平臺，用于纖維的可控收集，使用的紡絲距離是170 mm，取向可控性差。B.L.Farrugia［17］等將熔體靜電紡絲技術(shù)結(jié)合X-Y工作臺接收，利用熔體的靜電紡直寫技術(shù)獲得了可控取向的3D立體結(jié)構(gòu)，纖維直徑為12.5～20 μm，有望在組織工程中發(fā)揮重要作用。但其噴頭離接受平臺距離較近，加熱裝置若不做好隔離，其產(chǎn)生的熱效應(yīng)會引起支架變形。

同軸熔體靜電紡絲裝置可用于藥物緩釋材料的制備，但其纖維直徑可控性較低;以直寫模式生產(chǎn)熔體靜電紡絲支架的裝置適用于有不同形態(tài)要求的組織支架制備。

3 熔體靜電紡絲技術(shù)在生物醫(yī)學中的應(yīng)用

3.1 組織工程

由于人體的細胞平均直徑為20 μm，采用熔體靜電紡絲制得的纖維直徑大多為幾微米，纖維間孔隙為幾微米到幾十微米，適合細胞穿越生長;通過熔體靜電紡絲直寫技術(shù)，利用其直線射流部分纖維沉積可控的特點可獲得直線取向可控纖維，該纖維支架有利于細胞的粘附、移動和增殖;與其他自動化平臺相結(jié)合，通過平臺運動速度和紡絲速度的配合可獲得具有可控結(jié)構(gòu)的3D立體纖維，這對于進行細胞體外培養(yǎng)，模擬細胞外基質(zhì)構(gòu)造具有非常大的優(yōu)勢［18］。

2006年，P.D.Dalton 等［19］首次利用直寫技術(shù)將熔體靜電紡纖維制備到體外細胞培養(yǎng)皿上。研究發(fā)現(xiàn)6 d后細胞開始與原來的基質(zhì)相互分離，粘附到熔體靜電紡纖維上，并沿著纖維的方向生長。P.D.Dalton 等［20］于2008 年提出一種用于組織工程的可控成形熔體靜電紡絲技術(shù)，通過控制X-Y工作臺的運行速度，制備了聚己內(nèi)酯(PCL)直線靜電紡絲支架。對細胞進行培養(yǎng)發(fā)現(xiàn)，86 d后，接種的成纖維細胞依舊能夠產(chǎn)生纖維連接蛋白，在組織工程中具有很好的應(yīng)用潛能。

L.Farrugia等［17］通過熔體靜電紡絲直寫技術(shù)制備了 PCL 支架，纖維直徑(7.5 ±1.6)μm，支架內(nèi)部纖維間隔8～133 μm，平均間隔(46±22)μm，支架孔隙率為87%。體外培養(yǎng)7 d后在支架橫截面處出現(xiàn)細胞，14 d后，該成纖維細胞支架發(fā)生細胞滲透，細胞表現(xiàn)出良好的生長趨勢。T.D.Brown［21］等采用自動化平臺，通過對接收板速度和噴頭速度的配合控制，熔體靜電紡絲制備PCL纖維，得到了均勻和連續(xù)的三維可控纖維。但其無自粘結(jié)功能，纖維間簡單相互支撐，結(jié)構(gòu)不穩(wěn)定，限制了其在組織工程支架中的應(yīng)用。T.D.Brown等［22］還采用熔體靜電紡絲技術(shù)制備了PCL三維取向可控管狀支架，纖維直徑孔隙為19.9～27.7 μm。采用該支架對細胞進行培養(yǎng)實驗，14 d后，細胞存活率高達90%，該管狀支架有利于細胞的自由滲透和存活，可用于人工血管制備。

3.2 傷口敷料

與傳統(tǒng)無紡布敷料相比，熔體靜電紡絲材料可以使降解速率與組織再生速率同步，并具有良好的生物相容性［23］，其微納米結(jié)構(gòu)可以阻隔外界細菌;同時，其高比表面積使得傷口對藥物的吸收和皮膚正常呼吸非常有利，縮短了傷口愈合時間。

H.Lee等［24］利用熔體靜電紡絲技術(shù)制備了平均直徑為(1.5±0.8)μm 的聚乳酸(PLA)微/納米纖維。將小鼠胚胎成骨細胞分別在熔體靜電紡纖維和溶液靜電紡纖維進行培養(yǎng)，發(fā)現(xiàn)熔體靜電紡纖維上骨鈣蛋白和骨形成蛋白是溶液靜電紡纖維的1.8倍和6倍，熔體靜電紡纖維細胞活性是溶液靜電紡纖維的2倍。C.Hacker等［25］利用熔體靜電紡絲技術(shù)制備了平均直徑為(4.89±0.94)μm的熱塑性聚氨酯微納米纖維，對表面進行了聚乙二醇(PEG)接枝。5 d后，細胞增殖率與未接枝纖維相比獲得了提高，纖維膜表現(xiàn)出良好的抗菌性。A.Schneider等［26］制備了熔體靜電纖維氈，通過將生長因子(EGF)融入到纖維氈中，并緩慢釋放出來，170 h后釋放25%的EGF，縮短了90%的傷口閉合時間，這一生物功能化的纖維氈可以很好地輔助傷口愈合。

3.3 藥物緩釋

通常醫(yī)學上通過藥物緩釋劑對藥物進行包覆達到控制藥物釋放的目的。該方法制備藥物的方式復雜，且制備周期較長，包覆效果不穩(wěn)定。而同軸熔體靜電紡絲技術(shù)可制備連續(xù)的核-殼結(jié)構(gòu)納米纖維，通過將藥物包覆或填埋于纖維殼中，減少了對藥物結(jié)構(gòu)和性能的破壞;通過對纖維殼厚度的調(diào)控可以控制藥物的釋放速度，緩解藥物的前期爆發(fā)，提高治療效果，發(fā)揮最優(yōu)藥效。

M.S.Khil等［27］對同軸熔體靜電紡絲的核殼纖維結(jié)構(gòu)對親水性物質(zhì)的控釋提出了分區(qū)控制的原理。他們使用親水性藥物胃復安作為模型，分別使用不同的親水性和疏水性的單紡纖維聚乙烯醇(PVA)、PCL、左旋聚乳酸(PLLA)和以它們?yōu)闅硬牧系暮藲だw維進行實驗，通過分別改變內(nèi)核和外殼的物理和化學性質(zhì)實現(xiàn)了對其釋放速度的控制，結(jié)果顯示了不同釋放規(guī)律，實現(xiàn)了親水性物質(zhì)在核殼纖維中的分區(qū)釋放。

Jiang Aongliang等［28］使用蛋白質(zhì)/PEG 作為內(nèi)核材料，PCL作為外殼材料，通過對內(nèi)核進料速度的調(diào)節(jié)，制備了具有不同殼層厚度的核殼纖維。證明同軸熔體靜電紡纖維可以包埋水溶性生物活性物質(zhì)，并實現(xiàn)了速度的控制釋放。

何創(chuàng)龍等［29］采用同軸熔體靜電紡絲技術(shù)制備了具有核殼結(jié)構(gòu)的納米纖維。研究發(fā)現(xiàn)藥物的釋放量與其親水性密切相關(guān)，通過對殼層材料成分的調(diào)節(jié)獲得了比較理想的藥物釋放體系。

王兢等［30］采用同軸熔體靜電紡絲技術(shù)制備了PLA-羥基乙酸共聚物(PLGA)為殼層材料，聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、PLA-PLGA為核層材料的同軸復合纖維。研究發(fā)現(xiàn)，同軸靜電紡纖維能夠?qū)⑺幬锇裼诶w維內(nèi)部，可以避免對藥物性能和其結(jié)構(gòu)的破壞，24 h后藥物釋放僅為普通纖維的50%，緩解了藥物在前期的爆發(fā)釋放，對提高藥物的治療效果具有非常大的幫助［18］。

4 結(jié)語

目前，熔體靜電紡絲技術(shù)及其材料在生物醫(yī)學方面的應(yīng)用還處于實驗研究階段，臨床應(yīng)用的具體產(chǎn)品還有待開發(fā)。熔體靜電紡纖維在組織支架和傷口敷料等方面的應(yīng)用具有比溶液靜電紡絲產(chǎn)品更多的優(yōu)勢，具體體現(xiàn)為其取向可控性和無需溶劑等;在藥物緩釋應(yīng)用與傳統(tǒng)包覆方式相比，具有連續(xù)生產(chǎn)和效果穩(wěn)定等優(yōu)勢。但現(xiàn)有熔體靜電紡絲技術(shù)也存在一系列問題和需改進之處:

(1)不同組織的功能和細胞大小不同，所對應(yīng)的最佳支架纖維直徑不同，因此，利用熔體靜電紡絲技術(shù)獲得不同直徑支架纖維成為必然。熔體靜電紡絲所得纖維直徑主要取決于熔體的黏度，通過對加工溫度和運動平臺速度的精確控制可以獲得目標直徑的纖維。

(2)纖維孔徑對于細胞的生長、滲透，養(yǎng)分的吸收十分重要。不同細胞大小不同，對應(yīng)的最佳孔徑不同，因此需結(jié)合其他纖維制備技術(shù)制備復合纖維，從而提高獲得所需孔徑的靈活性。

(3)熔體在噴射過程中固化，最終在接收板上形成纖維，固化冷卻后纖維間自粘結(jié)性能差，纖維間為簡單的相互支撐，穩(wěn)定性差。鑒于細胞培養(yǎng)需在液相條件下進行，如果能夠控制靜電紡纖維之間的自粘結(jié)狀況，形成形態(tài)穩(wěn)定的三維支架結(jié)構(gòu)，將提高其應(yīng)用性。

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