熔体静电纺丝技术及其在生物医学中的应用

刘晓凤，张莉彦，闫 华，谭 晶，李好义

(北京化工大学机电工程学院，北京100029)

随着静电纺丝技术的飞速发展，静电纺丝材料在生物医学领域内的应用取得了重大进展。静电纺丝可分为溶液静电纺丝和熔体静电纺丝。其中，溶液静电纺丝材料能很好地分散到相应溶剂中，浓度容易控制，所以，溶液静电纺丝材料广泛应用于组织工程支架等方面。但溶液静电纺丝技术及其材料在生物医学领域的应用也有不足之处，一方面表现为在细胞培养过程中，有机溶剂的毒性残留不利于细胞存活［1］，部分材料目前还没找到适当的溶剂来配成纺丝溶液;另一方面溶液静电纺丝纤维直径过小，不利于细胞生长、穿越和组织的修复［2］。熔体静电纺丝法则具有多方面的优势，即其成丝过程为热熔固化，无需溶剂辅助，无明显鞭动过程，可获得连续可控的直线取向纤维;纤维直径较适宜，可用于制备较大微孔结构的组织工程支架［3］，且其生产效率高。这一系列优势有利于其在生物医学方面的应用。

1 熔体静电纺丝与溶液静电纺丝的差异

熔体静电纺丝技术与溶液静电纺丝技术相比，溶液静电纺材料一般为稀溶液，而熔体静电纺材料为固体熔融物，较为粘稠;溶液静电纺丝加工过程需去除溶剂等后处理，射流不稳定，纤维较细，纺丝效率较低，而熔体静电纺丝射流沉积较易控制，纤维直径相对较粗，纺丝效率高。

1.1 流体黏度

溶液静电纺丝中，溶液黏度必须控制在5～20 Pa·s才能顺利纺丝，且需使用溶剂。熔体静电纺丝熔体黏度主要为 20 ～200 Pa·s［4］，纺丝过程为热熔固化，无需溶剂辅助，省去了溶剂混配和清除工艺，同时纤维无毒性，有利于细胞存活。但目前熔体静电纺丝中存在熔体黏度较高的问题，制得的纤维较粗，有时甚至不能正常纺丝。

1.2 射流特点

溶液静电纺丝中射流存在稳定段和不稳定段的过程，而熔体静电纺丝几乎不存在鞭动过程［5］。电荷在熔体表面的自由度没有溶液静电纺丝的高，不易产生鞭动不稳定现象，更加容易获得连续纤维。但其采用拉伸固化获得纤维，熔体在喷射过程中固化，最终在接收板上形成纤维，固化冷却后纤维间自粘结性能差，纤维间简单地相互支撑，稳定性差。

1.3 纤维直径

溶液静电纺纤维直径为100～1 000 nm，纤维直径过小，长时间培养后大部分细胞仍附着于纤维支架表面，不利于细胞穿越，对组织的修复和细胞的生长不利。熔体静电纺丝制备的纤维直径通常大于1 μm，可用来制备具有较大微孔结构的组织支架，利于细胞穿越与渗透［6－7］。

1.4 纺丝效率

溶液单针纺丝时，其为单根纤维，产量较低，只有0.1～1 g/h;而熔体单喷头纺丝时，产量为10～20 g/h，生产效率更高。

2 熔体静电纺丝的技术进展

熔体静电纺丝技术最早由美国马萨诸塞技术学院的 C.L.Norton［8］于 1936 年提出。其基本技术原理如下:聚合物加热熔融，在喷头处的熔滴受到两极板间电场力牵引作用，形成泰勒锥，静电场力克服表面张力，使熔滴从锥形的底端喷出细流，该细流在向接收板喷射的过程中，逐渐被拉伸，并随着温度的降低而固化。

2006 年，N.Ogata 等［9－11］开发了激光加热熔体静电纺丝装置。该方法利用激光加热熔融高分子材料，熔滴被静电拉伸细化并沉积，可制备直径小于1 μm的纤维。同时该装置加热快、能耗低，降低了材料因为高温而发生的热分解。但由于无法对瞬间加热的聚合物材料的温度、黏度进行有效控制，从而影响纤维直径的控制。

V.D.Cong 等［12］开发了同轴静电纺丝技术［13－14］。储液罐的末端连接一根同轴芯的内外层毛细管，两管层之间保持一定间隙，外层液体与芯质液体分别在两个管层间流动，最终在毛细管末端汇合。该技术克服了传统静电纺丝中两种材料简单混合导致活性物质仅分布在纤维表面而引起迸发释放的缺陷［15］，被广泛用于制备壳-芯型纳米纤维结构，但其射流控制比常规射流复杂，从而影响纤维直径的可控性和复合结构的稳定性。

目前，熔体静电纺丝直写技术用于组织支架的研究较多。华盛顿州立大学 S.B.Mitchell［16］等设计搭建了运动可控的接收平台，用于纤维的可控收集，使用的纺丝距离是170 mm，取向可控性差。B.L.Farrugia［17］等将熔体静电纺丝技术结合X-Y工作台接收，利用熔体的静电纺直写技术获得了可控取向的3D立体结构，纤维直径为12.5～20 μm，有望在组织工程中发挥重要作用。但其喷头离接受平台距离较近，加热装置若不做好隔离，其产生的热效应会引起支架变形。

同轴熔体静电纺丝装置可用于药物缓释材料的制备，但其纤维直径可控性较低;以直写模式生产熔体静电纺丝支架的装置适用于有不同形态要求的组织支架制备。

3 熔体静电纺丝技术在生物医学中的应用

3.1 组织工程

由于人体的细胞平均直径为20 μm，采用熔体静电纺丝制得的纤维直径大多为几微米，纤维间孔隙为几微米到几十微米，适合细胞穿越生长;通过熔体静电纺丝直写技术，利用其直线射流部分纤维沉积可控的特点可获得直线取向可控纤维，该纤维支架有利于细胞的粘附、移动和增殖;与其他自动化平台相结合，通过平台运动速度和纺丝速度的配合可获得具有可控结构的3D立体纤维，这对于进行细胞体外培养，模拟细胞外基质构造具有非常大的优势［18］。

2006年，P.D.Dalton 等［19］首次利用直写技术将熔体静电纺纤维制备到体外细胞培养皿上。研究发现6 d后细胞开始与原来的基质相互分离，粘附到熔体静电纺纤维上，并沿着纤维的方向生长。P.D.Dalton 等［20］于2008 年提出一种用于组织工程的可控成形熔体静电纺丝技术，通过控制X-Y工作台的运行速度，制备了聚己内酯(PCL)直线静电纺丝支架。对细胞进行培养发现，86 d后，接种的成纤维细胞依旧能够产生纤维连接蛋白，在组织工程中具有很好的应用潜能。

L.Farrugia等［17］通过熔体静电纺丝直写技术制备了 PCL 支架，纤维直径(7.5 ±1.6)μm，支架内部纤维间隔8～133 μm，平均间隔(46±22)μm，支架孔隙率为87%。体外培养7 d后在支架横截面处出现细胞，14 d后，该成纤维细胞支架发生细胞渗透，细胞表现出良好的生长趋势。T.D.Brown［21］等采用自动化平台，通过对接收板速度和喷头速度的配合控制，熔体静电纺丝制备PCL纤维，得到了均匀和连续的三维可控纤维。但其无自粘结功能，纤维间简单相互支撑，结构不稳定，限制了其在组织工程支架中的应用。T.D.Brown等［22］还采用熔体静电纺丝技术制备了PCL三维取向可控管状支架，纤维直径孔隙为19.9～27.7 μm。采用该支架对细胞进行培养实验，14 d后，细胞存活率高达90%，该管状支架有利于细胞的自由渗透和存活，可用于人工血管制备。

3.2 伤口敷料

与传统无纺布敷料相比，熔体静电纺丝材料可以使降解速率与组织再生速率同步，并具有良好的生物相容性［23］，其微纳米结构可以阻隔外界细菌;同时，其高比表面积使得伤口对药物的吸收和皮肤正常呼吸非常有利，缩短了伤口愈合时间。

H.Lee等［24］利用熔体静电纺丝技术制备了平均直径为(1.5±0.8)μm 的聚乳酸(PLA)微/纳米纤维。将小鼠胚胎成骨细胞分别在熔体静电纺纤维和溶液静电纺纤维进行培养，发现熔体静电纺纤维上骨钙蛋白和骨形成蛋白是溶液静电纺纤维的1.8倍和6倍，熔体静电纺纤维细胞活性是溶液静电纺纤维的2倍。C.Hacker等［25］利用熔体静电纺丝技术制备了平均直径为(4.89±0.94)μm的热塑性聚氨酯微纳米纤维，对表面进行了聚乙二醇(PEG)接枝。5 d后，细胞增殖率与未接枝纤维相比获得了提高，纤维膜表现出良好的抗菌性。A.Schneider等［26］制备了熔体静电纤维毡，通过将生长因子(EGF)融入到纤维毡中，并缓慢释放出来，170 h后释放25%的EGF，缩短了90%的伤口闭合时间，这一生物功能化的纤维毡可以很好地辅助伤口愈合。

3.3 药物缓释

通常医学上通过药物缓释剂对药物进行包覆达到控制药物释放的目的。该方法制备药物的方式复杂，且制备周期较长，包覆效果不稳定。而同轴熔体静电纺丝技术可制备连续的核-壳结构纳米纤维，通过将药物包覆或填埋于纤维壳中，减少了对药物结构和性能的破坏;通过对纤维壳厚度的调控可以控制药物的释放速度，缓解药物的前期爆发，提高治疗效果，发挥最优药效。

M.S.Khil等［27］对同轴熔体静电纺丝的核壳纤维结构对亲水性物质的控释提出了分区控制的原理。他们使用亲水性药物胃复安作为模型，分别使用不同的亲水性和疏水性的单纺纤维聚乙烯醇(PVA)、PCL、左旋聚乳酸(PLLA)和以它们为壳层材料的核壳纤维进行实验，通过分别改变内核和外壳的物理和化学性质实现了对其释放速度的控制，结果显示了不同释放规律，实现了亲水性物质在核壳纤维中的分区释放。

Jiang Aongliang等［28］使用蛋白质/PEG 作为内核材料，PCL作为外壳材料，通过对内核进料速度的调节，制备了具有不同壳层厚度的核壳纤维。证明同轴熔体静电纺纤维可以包埋水溶性生物活性物质，并实现了速度的控制释放。

何创龙等［29］采用同轴熔体静电纺丝技术制备了具有核壳结构的纳米纤维。研究发现药物的释放量与其亲水性密切相关，通过对壳层材料成分的调节获得了比较理想的药物释放体系。

王兢等［30］采用同轴熔体静电纺丝技术制备了PLA-羟基乙酸共聚物(PLGA)为壳层材料，聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、PLA-PLGA为核层材料的同轴复合纤维。研究发现，同轴静电纺纤维能够将药物包埋于纤维内部，可以避免对药物性能和其结构的破坏，24 h后药物释放仅为普通纤维的50%，缓解了药物在前期的爆发释放，对提高药物的治疗效果具有非常大的帮助［18］。

4 结语

目前，熔体静电纺丝技术及其材料在生物医学方面的应用还处于实验研究阶段，临床应用的具体产品还有待开发。熔体静电纺纤维在组织支架和伤口敷料等方面的应用具有比溶液静电纺丝产品更多的优势，具体体现为其取向可控性和无需溶剂等;在药物缓释应用与传统包覆方式相比，具有连续生产和效果稳定等优势。但现有熔体静电纺丝技术也存在一系列问题和需改进之处:

(1)不同组织的功能和细胞大小不同，所对应的最佳支架纤维直径不同，因此，利用熔体静电纺丝技术获得不同直径支架纤维成为必然。熔体静电纺丝所得纤维直径主要取决于熔体的黏度，通过对加工温度和运动平台速度的精确控制可以获得目标直径的纤维。

(2)纤维孔径对于细胞的生长、渗透，养分的吸收十分重要。不同细胞大小不同，对应的最佳孔径不同，因此需结合其他纤维制备技术制备复合纤维，从而提高获得所需孔径的灵活性。

(3)熔体在喷射过程中固化，最终在接收板上形成纤维，固化冷却后纤维间自粘结性能差，纤维间为简单的相互支撑，稳定性差。鉴于细胞培养需在液相条件下进行，如果能够控制静电纺纤维之间的自粘结状况，形成形态稳定的三维支架结构，将提高其应用性。

［1］ Lannutti J，Reneker D，Ma T，et al.Electrospinning for tissue engineering scaffolds［J］.Mater Sci Eng C，2007，27(3):504－509.

［2］ Desmouliere A，Chaponnier C，Gabbiani G.Tissue repair，contraction，and the myofibroblast［J］.Wound Repair Regen，2005，13(1):7－12.

［3］ Robert L，Robert L，Vacanti J P，et al.Principles of tissue engineering［M］.Amsterdam:Elsevier Academic Press，2011.

［4］ Hutmacher D W，Dalton P D.Melt electrospinning［J］.Chem Asian J，2011，6(1):44 －56.

［5］ Lyons J M.Melt-electrospinning of thermoplastic polymers:An experimental and theoretical analysis［D］.Pennsylvania:Drexel University，2004.

［6］ Bhardwaj N，Kundu S C.Electrospinning:A fascinating fiber fabrication technique［J］.Biotechnol Adv，2010，28(3):325 －347.

［7］ 刘呈坤.静电纺丝技术的研究进展［J］.合成纤维工业，2012，35(2):53 －56.

［8］ Norton C L.Method of and apparatus for producing fibrous or filamentary material:US，2048651［P］.1936 －07 －21.

［9］ Ogata N，Shimada N，Yamaguchi S，et al.Melt-electrospinning of poly(ethylene terephthalate)and polyalirate［J］.J Appl Polym Sci，2007，105(3):1127 － 1132.

［10］Ogata N，Lu G，Iwata T，et al.Effects of ethylene content of poly(ethylene-co-vinyl alcohol)on diameter of fibers produced by melt-electrospinning［J］.J Appl Polym Sci，2007，104(2):1368－1375.

［11］Ogata N，Yamaguchi S，Shimada N，et al.Poly(lactide)nanofibers produced by a melt-electrospinning system with a laser melting device［J］.J Appl Polym Sci，2007，104(3):1640 －1645.

［12］Cong V D，Nguyen T T T，Park J S.Fabrication of polyethylene glycol/polyvinylidene fluoride core/shell nanofibers via melt electrospinning and their characteristics［J］.Solar Energ Mater Solar Cells，2012，104(9):131 －139.

［13］Xin Yi，Huang Zonghao，Li Wenwen，et al.Core-sheath functional polymer nanofibers prepared by co-electrospinning［J］.Eur Polym J，2008，44(4):1040 －1045.

［14］Zhan Sihui，Chen Dairong，Jiao Xiuling，et al.Facile fabrication of long α -Fe2O3，α -Fe and γ -Fe2O3hollow fibers using solgel combined co-electrospinning technology［J］.J Colloid Interface Sci，2007，308(1):265 － 270.

［15］Yarin A L.Coaxial electrospinning and emulsion electrospinning of core-shell fibers［J］.Polym Advan Technol，2011，22(3):310－317.

［16］Mitchell S B，Sanders J E.A unique device for controlled electrospinning［J］.J Biomed Mater Res Part A，2006，78(1):110－120.

［17］Farrugia B L，Brown T D，Upton Z，et al.Dermalfibroblast infiltration of poly(ε-caprolactone)scaffolds fabricated by melt electrospinning in a direct writing mode［J］.Biofabrication，2013，5(2):25001 －25011.

［18］截丽琴，张如金.静电纺丝技术的应用发展趋势［J］.武汉纺织大学学报，2013，26(6):37 －41.

［19］Dalton P D，Klinkhammer K，Salber J，et al.Direct in vitro electrospinning with polymer melts［J］.Biomacromolecules，2006，7(3):686－690.

［20］ Dalton P D，Joergensen N T，Groll J，et al.Patterned melt electrospun substrates for tissue engineering［J］.Biomed Mater，2008，3(3):3750 －3756.

［21］Brown T D，Dalton P D，Hutmacher D W.Direct writing by way of melt electrospinning［J］.Advan Mater，2011，23(47):5651－5657.

［22］Brown T D，Slotosch A，Thibaudeau L，et al.Design and fabrication of tubular scaffolds via direct writing in a melt electrospinning mode［J］.Biointerphases，2012，7(1):1914 －1917.

［23］Zhang Yanzhong，Venugopal J，Huang Z M，et al.Characterization of the surface biocompatibility of the electrospun PCL-collagen nanofibers using fibroblasts［J］.Biomacromolecules，2005，6(5):2583－2589.

［24］Lee H，Ahn S，Choi H，et al.Fabrication，characterization，and in vitro biological activities of melt-electrospun PLA micro/nanofibers for bone tissue regeneration［J］.J Mater Chem B，2013，1(30):3670 －3677.

［25］Hacker C，Karahaliloglu Z，Seide G，et al.Functionally modified，melt-electrospun thermoplastic polyurethane mats for wound-dressing applications［J］.J Appl Polym Sci，2014，131(8):1－12.

［26］Schneider A，Wang X Y，Kaplan D L，et al.Biofunctionalized electrospun silk mats as a topical bioactive dressing for accelerated wound healing［J］.Acta Biomater，2009，5(7):2570 －2578.

［27］Khil M S，Cha D Ⅱ，Kim H Y，et al.Electrospun nanofibrous polyurethane membrane as wound dressing［J］.J Biomed Mater Res B:Appl Biomater，2003，67(2):675 －679.

［28］Jiang Hongling，Hu Yingqian，Zhao Pengcheng，et al.Modulation of protein release from biodegradable core-shell structured fibers prepared by coaxial electrospinning［J］.J Biomed Mater Res B:Appl Biomater，2006，79(1):50 －57.

［29］何创龙，黄争鸣，韩晓建，等.同轴射流技术制备纳米复合材料研究进展［J］.复合材料学报，2005，22(6):1－8.

［30］王兢，隋刚，蔡晴，等.聚乳酸-羟基乙酸共聚物(PLGA)载药纤维的制备及释药行为研究［J］.材料工程，2010(增刊):115－119.