張蓓蕾， 沈明武， 史向陽

(東華大學(xué) 化學(xué)化工與生物工程學(xué)院， 上海 201620)

隨著納米技術(shù)的發(fā)展以及高分子材料的出現(xiàn)，合成納米纖維逐漸被人們熟知并被廣泛應(yīng)用于催化、能源、生物醫(yī)學(xué)等領(lǐng)域。在眾多合成納米纖維的制備方法中，靜電紡絲以其簡單快捷、經(jīng)濟高效的特點被重視起來。該技術(shù)通過在設(shè)定的參數(shù)條件下對高分子聚合物進行加工從而得到具有納米級尺寸的纖維支架，主要具有以下優(yōu)點：設(shè)備成本低，裝置簡單，易于操作；可實現(xiàn)纖維取向、結(jié)構(gòu)、形貌調(diào)控；可一步合成復(fù)合/多功能納米纖維材料。典型的靜電紡裝置主要由高壓電源、注射泵、噴絲頭和接收器組成[1]。在靜電紡絲過程中，噴絲頭與接收器之間會存在一個高壓靜電場，從注射泵推出的聚合物液體(或熔體)經(jīng)過噴絲頭時，液體表面產(chǎn)生的靜電排斥作用會克服表面張力使得液體被拉伸為圓錐狀，形成射流。射流在噴發(fā)進程中直徑減小、溶劑揮發(fā)，最終固化為非織造纖維氈收集在接收器上。

大多具有良好生物相容性和可降解的合成聚合物如聚己內(nèi)酯(PCL)、聚乳酸(PLA)和聚乳酸-羥基乙酸(PLGA)，以及天然生物聚合物如絲素蛋白、殼聚糖、海藻酸鹽、膠原蛋白(collagen)和明膠(gelatin)等，都可用來制備靜電紡納米纖維。通過靜電紡絲成功制備出的聚合物納米纖維性能是由溶劑、聚合物溶液、環(huán)境條件和電壓、流速、接收距離等工藝參數(shù)共同決定的[2]。

由于具有比表面積大、孔隙率高、易于修飾等優(yōu)良特性，靜電紡納米纖維最早被用作過濾材料以捕獲溶膠粒子[3]，現(xiàn)如今在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域引起極大關(guān)注，并且在藥物控釋、組織工程及癌癥研究等方面得到了很好的應(yīng)用[4-5]。例如，Hu等[6]制備出聚癸二酸甘油酯-聚甲基丙烯酸甲酯(PGS-PMMA)/gelatin靜電紡復(fù)合納米纖維膜，再將大鼠PC12細胞接種到納米纖維上，研究其對神經(jīng)再生的潛力，發(fā)現(xiàn)PGS-PMMA/gelatin靜電紡復(fù)合納米纖維能夠促進細胞增殖，誘導(dǎo)神經(jīng)干細胞的突起生長。Qiu等[7]制備的聚電解質(zhì)表面活性劑復(fù)合物(PESCs)/PCL靜電紡復(fù)合納米纖維膜作為一種新型傷口敷料，具有良好的抗菌活性和細胞相容性，強度高，能滿足臨床應(yīng)用的需求。Zhao等[8]研發(fā)的經(jīng)透明質(zhì)酸(HA)修飾的靜電紡聚乙烯醇/聚乙烯亞胺(PVA/PEI)納米纖維膜具有特異性捕獲CD44受體過表達癌細胞的卓越能力，還能夠用于捕獲癌細胞以達到早期腫瘤診斷的目的。

盡管這些靜電紡納米纖維膜在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域已有所貢獻，但其較小的孔徑尺寸限制了氧氣和營養(yǎng)物質(zhì)的擴散，阻礙了細胞的滲透，傳統(tǒng)單一的二維結(jié)構(gòu)無法完全模擬允許細胞生存的三維立體微環(huán)境[9]。其次，在癌癥治療等方面也難以達到微創(chuàng)治療的效果。為了解決以上缺陷，研究者們試圖通過直接調(diào)節(jié)靜電紡的工藝參數(shù)，如電壓、流速、聚合物溶液濃度，或者通過后續(xù)處理的方式開發(fā)出更多的新型納米纖維材料。近年來，靜電紡短纖維被廣泛用于構(gòu)建可注射藥物載體[10]、納米纖維氣凝膠[11]以及三維細胞模型[12]等多種仿生材料，在組織工程、癌癥治療等方面都具備無限的發(fā)展?jié)摿?但是人們對短纖維的認知不夠系統(tǒng)和全面,本文結(jié)合國內(nèi)外相關(guān)文獻綜述了靜電紡短纖維的制備及其功能化的方法，分類介紹了功能化短纖維在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域中的應(yīng)用，并結(jié)合靜電紡短纖維當(dāng)前的發(fā)展，分析了其在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域應(yīng)用中所面臨的挑戰(zhàn)和發(fā)展前景。

1 制備方法

靜電紡短纖維可通過一步電噴和后續(xù)工藝處理獲得，后續(xù)工藝包括均質(zhì)處理、超聲破碎和冷凍切片3種。在制備短纖維時，要根據(jù)納米纖維的力學(xué)強度、短纖維長度、靜電紡溶液所用溶劑來選取最適用的方法。

1.1 一步法

聚合物的相對分子質(zhì)量、濃度、溶劑會影響聚合物溶液的黏度，而黏度是影響靜電紡纖維形態(tài)的重要因素。在靜電紡過程中，當(dāng)聚合物溶液的黏度低于一定程度，溶液無法延展為連續(xù)且細長的纖維，而是以電噴霧的形式斷裂為短纖維或者球形顆粒[13]，并且可通過調(diào)節(jié)電壓、流速、收集距離等參數(shù)改變短纖維的長度。Fathona等[14]通過簡單的一步靜電紡絲直接制備聚合物短纖維，并且研究了聚合物溶液濃度、外加電壓和流速對短纖維制備的影響。通過對不同濃度纖維素醋酸酯溶液進行電噴，發(fā)現(xiàn)聚合物溶液質(zhì)量分數(shù)在13%～15%之間時能夠得到長度為50～150 μm的短纖維，而低于或高于這一濃度范圍得到的分別是串珠纖維和連續(xù)纖維，并且短纖維的長度隨著流速的增加而增加，隨著電壓的增加而減小。Luo等[15]研究了在短纖維制備過程中不同溶劑體系對短纖維尺寸的影響，在其他紡絲條件相同的情況下，以丙酮、乙酸甲酯/環(huán)己酮和甲醇作為聚甲基硅倍半氧烷的溶劑體系，分別得到了連續(xù)纖維、串珠纖維和長徑比小于200的短纖維。

雖然這種方法不經(jīng)過后續(xù)二次加工，但是在電噴過程中變量較多，纖維的形貌和尺寸難以控制，往往會伴隨串珠纖維、水滴狀顆?；蛘咔蛐晤w粒的產(chǎn)生;因而需要從多個方面不斷優(yōu)化工藝條件。

1.2 后續(xù)工藝

1.2.1 均質(zhì)處理

均質(zhì)處理是借助均質(zhì)刀頭在高速運轉(zhuǎn)時產(chǎn)生的機械剪切力將納米纖維膜破碎為一定長度的短纖維。Li等[16]利用此方法獲得了Fe3O4/PLGA短纖維。首先，將Fe3O4/PLGA靜電紡納米纖維膜剪成為1 cm×1 cm大小的碎片，然后浸泡在乙二醇溶液中，在16 000 r/min轉(zhuǎn)速下均質(zhì)處理30 min，最后得到平均長度為(11.90±2.03) μm的短纖維。Li等[17]將0.83 mg邊長為0.5 cm的聚酰胺酰亞胺/雙馬來酰亞胺(PAI/BMI)正方形纖維碎片浸在100 mL水/正丁醇混合溶液里，在1 500 r/min轉(zhuǎn)速下均質(zhì)處理20 min后得到平均長度為41.8 μm的短纖維。均質(zhì)處理的轉(zhuǎn)速越高、時間越長，得到的短纖維也越均勻。除此之外，影響短纖維尺寸和形貌的因素還包括分散液種類以及纖維材料的親疏水性。Yoshikawa等[18]分別對接枝和不接枝親水聚苯乙烯磺酸鈉(PSSNa)的苯乙烯和4-乙烯基芐醇的無規(guī)共聚物(poly(ST-r-VBP))納米纖維進行均質(zhì)處理，最終發(fā)現(xiàn)，后者在均質(zhì)過程中因纖維的疏水特性使其能夠逃離水溶液然后聚集在水-氣界面，而含有PSSNa的纖維在機械剪切3 h后獲得了分散均勻的短纖維乳狀液。綜上，在均質(zhì)處理疏水性纖維時，需要在水分散液中加入具有密度差的親油性物質(zhì)如己烷，纖維碎片會聚集在形成的水-油界面而無法避開機械剪切作用力，促進了對納米纖維的切割。

總的來說，均質(zhì)處理雖然難以獲得尺寸均一的短纖維，但其操作簡單，成本較低，產(chǎn)率較高，在數(shù)量上可滿足后續(xù)對短纖維進行一系列改性和物理組裝的要求。

1.2.2 超聲破碎

利用超聲破碎法制備靜電紡短纖維的原理是超聲探頭刺激液體介質(zhì)產(chǎn)生密集的小氣泡，小氣泡立即爆破，釋放出的能量可將靜電紡納米纖維膜破碎成微米長度的短纖維。超聲破碎的參數(shù)包括振幅、頻率和時間，振幅和時間的增加有利于制備長度更短的短纖維。需要注意的是，在超聲過程中，溫度會逐漸升高，功率越大，溫度上升的越快。溫度的升高會對材料的力學(xué)性能或者化學(xué)性質(zhì)產(chǎn)生影響，所以通常都是在冰浴條件下進行超聲。Boda等[19]制備了PLGA/gelatin靜電紡納米纖維，剪成小塊后在振幅為20%的超聲條件下冰浴破碎20 min，獲得了長度分布在20～80 μm之間的短纖維。

文獻[20]研究表明，靜電紡納米纖維膜的韌性是影響短纖維制備的主要因素。對于脆性納米纖維如聚苯乙烯(PS)，在超聲60 s后便得到了(10.5±6.2) μm長度的短纖維。韌性越強的納米纖維越能夠抵抗超聲波處理過程中產(chǎn)生的變形，無法直接有效地獲得短纖維，因此，在超聲破碎之前需要對具有良好延展性的纖維進行額外處理，即制造纖維的受力薄弱點。Friedemann等[21]所采取的策略是將PS顆粒作為孔洞前驅(qū)體加入到PVA/SiO2纖維中，高溫煅燒后的纖維在PS顆粒嵌入處出現(xiàn)孔洞，在超聲破碎時有利于纖維斷裂。Zhang等[10]也采用了類似的策略，用NaCl顆粒作為前驅(qū)體來制造纖維孔洞，經(jīng)超聲破碎后可獲得(8.6±2.0) μm 長度的短纖維，且NaCl顆粒含量越高，短纖維的長度越短。

超聲破碎的作用力對于固態(tài)且具有一定韌性的纖維來說作用力較弱。在進行額外處理時，作為空隙前驅(qū)體的納米顆粒在纖維基體的分散性和均勻性也不易把控，得到的短纖維長短不一，因此超聲破碎也存在一定的局限性。

1.2.3 冷凍切片

冷凍切片是將取向的纖維膜沿著垂直于纖維取向的方向折疊為1～2 cm的寬度，將折疊好的纖維凍存在有包埋劑的容器中，然后在冷凍切片機中固定并沿著垂直于纖維取向的方向切割成一定厚度的薄片，最后將其分散在溶液中，從而獲得短纖維[22]。相比于前2種方法而言，冷凍切片最大的優(yōu)勢在于能夠設(shè)置短纖維切割的長度，因此可以得到尺寸均一的短纖維。Wei等[23]為了建立HepG2體外腫瘤模型，首先在高速轉(zhuǎn)動的滾筒上收集取向PMSA(聚苯乙烯-馬來酸酐)/PS納米纖維膜，然后通過冷凍切片法獲得長度分別為20、50和80 μm的短纖維。Omidinia-Anarkoli等[24]使用跨度為2 cm寬的平行板收集到取向PLGA納米纖維膜，用通過冷凍切片后得到的短纖維來制備混合水凝膠。

一般而言，所用原料的玻璃化轉(zhuǎn)變溫度低于常溫的纖維膜會較多采用此方法來制備短纖維，超聲和簡單的機械剪切力不足以克服纖維所具有的黏彈力而使它破碎[19]。比如，John等[25]通過靜電紡絲制備了PCL/gelatin取向納米纖維，而PCL的玻璃化轉(zhuǎn)變溫度為-50 ℃，于是在-20 ℃的環(huán)境下通過冷凍切片獲得短纖維。

冷凍切片法所有的流程操作相比于前2種方法而言更耗時耗力，成本較高。通過冷凍切片得到的短纖維會出現(xiàn)分散性不好的情況，這就對取向納米纖維的厚度、力學(xué)強度、潤濕性有一定的要求，需要進一步探索和優(yōu)化條件。

2 功能化

納米短纖維由于其特有的尺寸及形貌，不僅能夠用于微創(chuàng)治療，還被用來組裝三維支架材料應(yīng)用于組織工程。微創(chuàng)治療充分利用了短纖維獨特的可注射性，在治療的同時避免二次創(chuàng)傷以減輕患者痛苦。多孔三維支架結(jié)構(gòu)可模擬結(jié)構(gòu)復(fù)雜的組織原生微環(huán)境，為體外細胞的培養(yǎng)提供良好的生長增殖環(huán)境，然而，僅僅依靠單一的聚合物纖維材料不能夠滿足生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用中的多個需求，如靶向識別，局部緩釋藥物以及指導(dǎo)細胞的行為;因此，研究人員想辦法對短纖維進行功能化以發(fā)掘短纖維更多的功能，其方法主要有物理摻雜、化學(xué)鍵合和綜合改性3種。

2.1 物理摻雜

物理摻雜是將納米顆粒、化合物等物質(zhì)與聚合物溶液共混，在不發(fā)生化學(xué)反應(yīng)的情況下通過靜電紡絲就能夠?qū)⒐δ芑镔|(zhì)包覆在纖維中，從而獲得功能化的短纖維。例如，Omidinia-Anarkoli等[24]在靜電紡絲之前于PLGA溶液中混合平均直徑為5.2 nm的超順磁氧化鐵納米顆粒(SPION)，通過測試可知SPION均勻地分布在PLGA纖維內(nèi)部，所獲得纖維的平均直徑不受SPION摻入的影響，隨后通過超聲處理獲得具有磁響應(yīng)的短纖維，最后將其分散在水凝膠前體溶液中，向該混合物施加低磁場(300 mT)，在水凝膠交聯(lián)之前誘導(dǎo)短纖維取向，從而獲得具有各向異性以及具有骨髓修復(fù)功能的水凝膠。熱重分析表明，在短纖維生產(chǎn)過程中，SPION包封效率為78%。除此之外，F(xiàn)eng等[26]在摻雜Fe3O4納米顆粒的同時還向聚丙烯腈(PAN)靜電紡溶液中加入氧化石墨烯(GO)，GO的親水性含氧基團賦予其與蛋白質(zhì)相互作用的能力，具有良好的生物效應(yīng)，可引導(dǎo)細胞行為，通過對PAN納米纖維的均質(zhì)處理，最終獲得生物安全性高且能夠指導(dǎo)細胞行為的功能化短纖維。另一項研究中，Weng等[11]制備了由靜電紡PLGA-collagen-gelatin(PCG)纖維和生物活性玻璃(BG)纖維組成的超輕三維雜化納米纖維氣凝膠。在紡絲之前向BG電紡溶液中加入特定質(zhì)量的Sr(NO3)2和特定體積的CuCl2水溶液，Sr2+和Cu2+的引入使得BG短纖維具有促進新骨和血管形成的功能。將PCG短纖維與功能化的BG短纖維在超聲破碎時混合，最后通過冷凍澆注法獲得納米纖維雜化氣凝膠。

除了賦予短纖維指導(dǎo)細胞行為的功能，還可通過與化療藥物物理摻雜使短纖維具有局部治療效果。短纖維對藥物來說是一種良好的載體，通過原位注射將藥物遞送到受損或病變部位，實現(xiàn)藥物的局部釋放以及緩釋作用。例如，Wei等[27]將質(zhì)量比為50∶1的聚乳酸聚乙二醇(PELA)與羥基喜樹堿(HCPT)的混合溶液先靜電紡絲為納米纖維膜，然后通過冷凍切片制備出具有抗腫瘤功能的短纖維。在另一項研究中，Zhang等[10]用同樣的方法制備了載有阿霉素(DOX)的短纖維，并驗證了載有DOX短纖維比載有DOX微球的抗腫瘤效果更為顯著。為了進一步提高短纖維對腫瘤的殺傷力，He等[28]制備出一種同時具有靶向識別與雙重刺激響應(yīng)功能的短纖維，將喜樹堿(CPT)共軛膠束聚合物(PMCPT)與CDM (2-丙-3-甲基馬來酸酐)/PELA聚合物溶液共混，得到包覆PMCPT的短纖維。PMCPT在腫瘤酸性微環(huán)境中經(jīng)釋放后會自組裝為膠束(MCPT)，經(jīng)靶向識別和刺激響應(yīng)后釋放抗癌藥物CPT。

物理摻雜的優(yōu)點是簡單易操作，方便快捷，包封率高，而且不要求納米纖維材料具有某些特定的官能團，因此選擇性多;但此方法首先得到的是包覆有功能化物質(zhì)的纖維膜，因此在制備短纖維的后續(xù)處理中難免會有損失。

2.2 化學(xué)改性

化學(xué)改性是聚合物或納米纖維與修飾物所具有的官能團之間發(fā)生化學(xué)反應(yīng)形成新的化學(xué)鍵，從而將功能化物質(zhì)固定在纖維表面，最終得到功能化短纖維。例如，Chen等[29]為了合成雙親性聚合物(PMCPT)結(jié)合的短纖維，首先通過PLA本體的開環(huán)聚合、末端叔丁氧羰基脫保護以及?；磻?yīng)合成了2-丙-3-甲基馬來酸酐(PLA-cdm)，再采用標準EDC/NHS(1-(3-二甲基氨基丙基)-3-乙基碳二亞胺鹽酸鹽/羥基琥珀酰亞胺)化學(xué)方法將PMCPT與PLA-cdm偶聯(lián)，合成了PLA-cdm-PMCPT共聚物，經(jīng)靜電紡絲和冷凍切片后得到了PLA-cdm-PMCPT短纖維，其在腫瘤治療中發(fā)揮了雙重響應(yīng)功效，提高了對腫瘤細胞的殺傷力。Wang等[30]將聚L-乳酸(PLLA)短纖維在含有體積分數(shù)為0.5%乙二胺的異丙醇溶液中于20 ℃氨解15 min，再通過短纖維表面的氨基連接磺基-4-(N-馬來酰亞胺甲基)環(huán)己烷-1-羧酸，將其作為交聯(lián)劑連接神經(jīng)膠質(zhì)衍生的神經(jīng)營養(yǎng)因子(GDNF，一種能促進細胞存活和軸突生長的蛋白)，最后將功能化短纖維與木葡聚糖混合形成具有顯著改善受損腦部環(huán)境功能的復(fù)合凝膠。

相比于物理摻雜，化學(xué)鍵合對納米纖維材料有一定的要求，需要纖維表面具有豐富的官能團以提供多個結(jié)合位點，并且在修飾過程中可能會需要催化劑、連接體來提高修飾物的上載率，過程較為復(fù)雜。

2.3 綜合改性

在對短纖維賦予多種功能時，僅僅依靠物理摻雜或者化學(xué)鍵合是難以實現(xiàn)的，這就考慮到將物理摻雜與化學(xué)鍵合相結(jié)合來對短纖維進行修飾。在本文課題組的一項研究中，Xiao等[31]首先通過靜電紡絲技術(shù)將Fe3O4/PEI納米顆粒摻雜到PEI/PVA納米纖維中，均質(zhì)處理后得到磁性納米短纖維(MSNFs)。MSNFs表面的氨基連接3-馬來酰亞胺基丙酸N-羥基琥珀酰亞胺酯，作為中間連接體將特異性靶向上皮細胞黏附分子(EpCAM)的DNA適配體修飾在MSNFs表面，得到具有磁響應(yīng)和靶向識別功能的aptamer-MSNFs。John等[25]將gelatin-甲基丙烯?；?GelMA)與PCL/gelatin共混得到了表面帶有甲基丙烯酸基團的PCL/gelatin/GelMA短纖維，短纖維上的甲基丙烯酸基團與修飾肽中的辛烯基丙氨酸(OCTAL)將骨形成蛋白-2(BMP-2)和血管內(nèi)皮生長因子(VEGF)模擬肽QK通過光交聯(lián)成功連接到短纖維上，GelMA提供了與OCTAL的共聚合結(jié)合位點。其中，BMP-2促進骨髓源性干細胞(BMSCs)的成骨分化，QK是一種VEGF模擬肽，可復(fù)制VEGF的功能，誘導(dǎo)血管生成。綜上，功能化短纖維可開發(fā)仿生和可注射載體來有效指導(dǎo)細胞應(yīng)答(成骨和血管生成)。表1為文中短纖維的制備及功能化方法梳理。

表1 靜電紡短纖維的制備及功能化方法總結(jié)Tab.1 Summary of preparation and functionalization of electrospun short fibers

3 生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用

3.1 診斷檢測

循環(huán)腫瘤細胞(CTCs)指的是原位腫瘤發(fā)生脫落進入到血液循環(huán)系統(tǒng)中的癌細胞，其隨著血液轉(zhuǎn)移到身體的各個器官;而腫瘤轉(zhuǎn)移是導(dǎo)致癌癥患者死亡的主要原因,因此，外周血的檢測與分析為癌癥的診斷檢測、早期治療以及療效評價等提供了一種有效途徑[32-33]。然而，CTCs在大量血液細胞中的濃度極低(小于1.0×10-6)，所以在血液樣本中捕獲到CTCs具有較大挑戰(zhàn)性[34-35]。

建立一種能夠?qū)TCs進行篩選和高效捕獲的平臺是提高確診患者生存率的重要手段。目前，已經(jīng)有大量研究表明靜電紡納米纖維憑借其多孔網(wǎng)絡(luò)仿生結(jié)構(gòu)以及靶向分子的表面可修飾性能夠提高對CTCs特異性捕獲的準確性與靈敏性[36-38]。與二維的納米纖維氈相比，靜電紡短纖維同樣能夠作為制備具有仿生結(jié)構(gòu)的納米支架基底材料并且進行表面功能化修飾。近年來，有研究者證實了以靜電紡短纖維材料作為CTCs的捕獲平臺也可對癌細胞進行高效捕獲與分離。例如，Xiao等[31]制備了具有磁響應(yīng)和靶向識別功能的aptamer-MSNFs。通過對MCF-7細胞的捕獲實驗來評價aptamer-MSNFs的癌細胞捕獲能力，結(jié)果表明aptamer-MSNFs能夠有效捕獲和快速磁性分離癌細胞，其捕獲效率達到87%，而對白細胞的捕獲效率僅有2%，這也說明aptamer-MSNFs的特異性捕獲性能。另外通過對多種癌細胞(EpCAM陽性MCF-7、A549、HepG2細胞和EpCAM陰性HeLa細胞)的捕獲驗證了aptamer-MSNFs的普適性。在經(jīng)過Benzonase?核酸酶對DNA適配體分解處理后，CTCs的釋放效率高達90%，實現(xiàn)了CTCs無損釋放，便于后續(xù)對CTCs進行監(jiān)測分析。最后與商業(yè)磁珠(MBs)的對比研究表明aptamer-MSNFs的捕獲效率(87%)與MBs(91%)的捕獲效率相當(dāng)，而aptamer-MSNFs對CTCs的釋放效率顯著高于MBs。

3.2 腫瘤治療

在腫瘤治療過程中，一直都存在化療藥物缺乏對腫瘤的靶向特異性選擇、對人體健康組織及器官副作用大以及外科手術(shù)帶來的創(chuàng)傷等問題。功能化載藥短纖維不僅能實現(xiàn)對腫瘤的微創(chuàng)治療，還可以將藥物靶向遞送到腫瘤部位并且緩慢釋放，減小了全身副作用的同時還提高了抗腫瘤的治療效果。

Chen等[29]制備了一種PLA-cdm-PMCPT短纖維。進行瘤內(nèi)注射時，CDM在酸性條件下斷裂而釋放PMCPT，其由二硫鍵和HA片段構(gòu)建而成，用于還原敏感釋放和細胞選擇性吸收。PMCPT釋放之后自組裝成以CPT為核、以HA為殼的MCPT。HA可識別腫瘤細胞表面過表達的CD44受體被腫瘤細胞吞噬，其次在谷胱甘肽刺激響應(yīng)下二硫鍵斷開而釋放抗癌藥物CPT。經(jīng)體外細胞實驗證實，瘤內(nèi)注射短纖維可確保膠束在腫瘤組織內(nèi)積聚3周以上。依靠負載PMCPT短纖維的靶向能力和雙刺激響應(yīng)性增強了抗癌藥物對腫瘤的蓄積量以及生物利用度，顯示出應(yīng)對癌癥化療的治療優(yōu)勢。在類似的一項研究中，He等[28]通過共混靜電紡絲和冷凍切片得到載有PMCPT的短纖維。與上述不同的是，其纖維基質(zhì)在腫瘤酸性微環(huán)境下分解而釋放的聚合物再自組裝為膠束后發(fā)生的是以葉酸介導(dǎo)的細胞吞噬。

3.3 組織工程

靜電紡納米纖維在組織工程領(lǐng)域的應(yīng)用已經(jīng)取得極大進展[39-41]，而功能化靜電紡短纖維的出現(xiàn)又為組織工程領(lǐng)域的發(fā)展提供了更多的可能性。由短纖維加工而來的微球能作為一種可注射的載體，填充不規(guī)則組織缺損。例如，John等[25]結(jié)合了靜電紡絲、電噴霧和表面偶聯(lián)技術(shù)將功能化短纖維加工為表面接有修飾肽BMP-2和QK的納米纖維微球(NMs)。NMs模仿細胞外基質(zhì)的特性為細胞黏附和增殖提供了一個特殊的微環(huán)境。將BMSCs分別與具有和不具有BMP-2綴合的NMs共同培養(yǎng)，通過對照實驗證實了BMP-2多肽結(jié)合NMs在基因和蛋白水平上促進骨髓間充質(zhì)干細胞的成骨分化；將HUVEC細胞分別與具有和不具有QK綴合的NMs共同培養(yǎng)，與沒有QK的NMs相比，發(fā)現(xiàn)在QK偶聯(lián)的NMs上形成了比沒有QK的NMs更加致密、成熟的微血管網(wǎng)絡(luò)。因此，結(jié)合修飾肽BMP-2和QK的NMs是一種先進且多功能的可注射載體，可通過微創(chuàng)手術(shù)將細胞輸送到病變組織或組織缺損處。在另一項促進骨組織再生的研究中，Boda等[42]制備了單載阿侖膦酸鈉(ALN)和ALN+E7-BMP-2的PCG礦化短纖維。ALN是一種氨基二膦酸鹽，可抑制異位骨形成和軟組織鈣化；E7-BMP-2肽在下頜骨和顱骨缺損中誘導(dǎo)新骨形成。在對大鼠拔牙種植4周后，單載ALN和共載ALN-E7-BMP-2的PCG礦化短纖維的新骨體積分數(shù)和骨密度明顯高于未填充的缺損，并且在新骨形成方面沒有顯著差異。這說明二者對臨界尺寸(2 mm(直徑)×2 mm(深度))的大鼠牙槽骨缺損有較好的愈合效果。有報道稱高劑量的ALN可導(dǎo)致某些骨質(zhì)疏松患者的頜骨壞死，小劑量的ALN單獨使用或與E7-BMP-2肽聯(lián)合使用可在手術(shù)4周后誘導(dǎo)適度的新骨形成。

Yu等[43]通過靜電紡絲、均質(zhì)處理、冷凍干燥及熱處理4個步驟制備了PCL-PEG-PCL三維納米纖維支架(TNSs),如圖1所示。體外細胞實驗表明，TNSs能促進L929細胞的黏附、增殖和遷移行為。TNSs的微米級多孔結(jié)構(gòu)促進了氧氣和營養(yǎng)物質(zhì)在傷口和外界環(huán)境之間的滲透。在體內(nèi)創(chuàng)面愈合實驗中，TNSs的創(chuàng)面愈合面積在第14天縮小到7.8%，愈合速度比二維納米纖維氈快，這也證實了細胞實驗的結(jié)果，說明TNSs對創(chuàng)面修復(fù)有顯著的促進作用。

注：(1)—采用靜電紡絲法制備了PCL-PEG-PCL二維納米纖維氈；(2)—采用高速機械切削法制備均勻短纖維溶液；(3)—冷凍 干燥后獲得PCL-PEG-PCL TNSs；(4)—通過熱處理 對合成的TNSs進行強化。圖1 PCL-PEG-PCL TNSs 四步法制備示意圖Fig.1 Schematic illustration of fabrication of PCL-PEG-PCL TNSs by a four-step process

對于疾病或創(chuàng)傷造成的中樞神經(jīng)系統(tǒng)損傷修復(fù)，生物相容性良好的三維支架仿生材料可在體外促進細胞增殖、神經(jīng)分化和軸突延伸，同時還影響完整大腦中宿主和嫁接神經(jīng)元的存活和可塑性。除了為移植神經(jīng)元提供必要的物理支持外，許多研究還強調(diào)了借助營養(yǎng)蛋白和引導(dǎo)因子來增加植入細胞存活和整合的能力。Wang等[30]制備了一種載有GDNF的短纖維與木葡聚糖的復(fù)合熱敏性凝膠支架。體外細胞實驗證實，該支架促進了腹側(cè)中腦(VM)多巴胺祖細胞的生長，并持續(xù)遞送GDNF，促進細胞存活和多巴胺能神經(jīng)元軸突的生長。在以帕金森氏病小鼠為模型的動物實驗中發(fā)現(xiàn)，該復(fù)合支架可提高VM移植物的存活和紋狀體的神經(jīng)支配，GDNF的輸送可增強這種效果。綜上所述，該功能化復(fù)合支架提供了一種顯著改善受傷腦部環(huán)境的手段，從而能夠提高植入腦細胞存活率和嫁接神經(jīng)元的整合。此類復(fù)合支架的實用性，其他功能蛋白的摻入以及對多能干細胞來源的神經(jīng)元的影響，將來可能會顯著地促進細胞治療，以治療神經(jīng)退行性疾病。

4 結(jié)束語

靜電紡短纖維具有可注射性以及后續(xù)加工操作的靈活性，因此在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域得到了廣泛的應(yīng)用。在癌癥研究方面，功能化短纖維可用于CTCs的特異性捕獲與無損釋放，為癌癥患者的早期診斷、臨床結(jié)果預(yù)測和治療效果監(jiān)測提供了一項有前景的新策略。其次，功能化短纖維能夠在腫瘤治療階段以微創(chuàng)治療的方式注入腫瘤部位，并發(fā)揮靶向識別、緩釋給藥等多重作用來抑制腫瘤生長。對于組織修復(fù)與再生而言，短纖維主要被用于制備仿生三維立體支架材料以填補組織缺損部位。與大多數(shù)自組裝而成的支架材料相比，這種通過低溫冷卻劑將短纖維以物理聚集的方式形成多孔三維立體支架的方法更具有普適性。

相比于靜電紡納米纖維膜，短纖維在癌癥研究和組織工程領(lǐng)域應(yīng)用的探究還遠遠不夠。為進一步提高對腫瘤細胞的殺傷力，應(yīng)充分結(jié)合短纖維的3種功能化途徑，將光療、熱療以及化療等多重治療機制相結(jié)合。三維多孔仿生支架除了對缺損部位進行修復(fù)以外，還能夠建立體外腫瘤模型，通過在體外分析腫瘤生理特性并對藥物安全性及療效進行評估，為藥物篩選提供參考途徑。