高分子纳米纤维电纺丝用于药物传递的生物医学应用综述

电纺丝是微/纳米纤维生产的一项重要技术,在21世纪受到了广泛的重视。 标准的世纪。它使超细纤维的生产使用各种聚合物,包括合成,自然和混合材料。电纺纳米纤维(NFS)具有独特的性能,如高的表面体积比,可调谐的孔隙结构和可定制的成分,使它们在生物医学、纺织品、传感器、过滤器、能源和包装等领域非常受欢迎。本文将特别关注NFS在生物医学领域的应用。NFS用于药物、生长因子、蛋白质、纳米颗粒等的运送。,在生物医学领域有着重大的发展前途。为了将这些化合物与NFS结合在一起,各种电纺丝技术经过了出色的改进,并根据应用类型的要求,不同的电纺丝工艺是有利的。在本综述中,最常见的药物加载方法NFS,一般使用合成/天然聚合物生产NF,及其应用于药物输送系统,组织工程和伤口包扎。最后,讨论了上述生物医学应用的挑战和前景。

1.导言
药物提供在医疗保健中发挥着至关重要的作用,旨在有效和安全地管理药物。提供药物的主要目的是以有控制和有针对性的方式提供药物,从而提供最佳的治疗结果。提供药物的若干重要方面包括:提高药物的稳定性和生物利用度,根据药物特性选择适当的给药路线,利用控制释放系统实现持续的药物释放,以及利用目标明确的战略将药物专门运送到所需地点。 [ 1 ] 目前的药物运送方法依赖于通过肠外或肠内途径反复服用药物,这可能不方便,并有可能导致患者意外或有意过量用药。 [ 2 ] 此外,过度使用和滥用抗生素也助长了抗生素耐药性的发展。 [ 3 ] 因此,必须建立一个能够以受管制和可持续的方式提供药物的药物提供系统,以解决上述问题。这将有助于安全和长期维持治疗有效的药物水平。 [ 2 ] 随着电纺丝技术的出现,纳米纤维在与药物传递相关的生物医学应用中获得了重要地位。

采用相分离、自组装、溶剂铸造、冷冻干燥、气体泡沫和电纺丝等多种工艺制备了NF支架。尽管如此,这些技术都有其局限性。例如,热诱导相分离可能产生缺乏结构稳定性的纤维。自组装方法限制了生物材料的选择,生产率低。 [ 4 ] 溶剂铸造是一个耗时的过程,在过程中使用有毒溶剂。 [ 5 ] 冷冻干燥也是一个耗时的过程,需要高能量。此外,可以产生不规则尺寸的孔隙,并使用有毒溶剂。 [ 6 ] 气体泡沫可以产生封闭和非互联的孔隙结构,这可能对许多细胞移植应用不有利。 [ 5 , 7 ] 此外,采用气体泡沫法制作的支架,其机械强度较弱. [ 8 ] 电纺丝工艺也有一些局限性,如使用有毒溶剂(尽管并非总是如此)。 [ 9 ] ),高电压在光纤产生中的应用,以及在三维支架制造中的限制。 [ 5 , 10 ] 然而,尽管有这些局限性,电纺丝是生产纳米纤维支架的更有利的技术。 [ 4 ] 因为它简单,多功能,和成本效益。 [ 11 ] 此外,电纺NF支架使支架的生产密切类似于本地细胞外基质(ECM),支持细胞附着、增殖和分化。 [ 2 ] 它们还提供了一个高面积面积比,高孔隙率与小孔隙,和高度互联孔隙率与可调孔隙尺寸。 [ 2 , 12 ] 这三个特征使小型药物分子和生物化合物得以释放(例如:,蛋白质,核酸和基因),提高负荷能力,促进废物清除,提供营养和氧气的扩散。其他优势包括成分的可调整性、制造形状和长度不同的超细纤维的能力,以及使用适当的电纺丝方法保持药物的生物利用度的可能性。 [ 2 , 13 , 14 ]

小分子药物可以显示出很大的疗效。然而,它们往往表现出糟糕的药代动力学和易于在体内快速新陈代谢。 [ 15 ] 电纺NFS可为小分子药物在特定部位的有效释放提供一个合适的平台。 [ 15 , 16 ] 此外,通过将药物封装在纳米颗粒(NPS)中,可以提高NFS的治疗和靶向能力。 [ 17 ] 通过对NFS的药物释放动力学进行精确的控制,药物可以有针对性地提供,确保在所需地点的浓度更高,同时尽量减少对健康组织的接触。 [ 16 , 18 ] 此外,模仿ECM结构的支架和生物剂或抗菌金属NPS(如银和铜)的功能化为组织工程和创面包扎应用提供了巨大的潜力。 [ 19 - 21 ]

本文着重介绍了电纺NFS的重要生物医学应用,重点是药物的传递。首先,我们提到了电纺丝法的基本原理,全面概述了常用聚合物的性能,以及电纺NFS有效生物医学应用的理想特性。然后,讨论了NFS的各种挖掘加载技术及其各自的优缺点。最后,我们强调了电纺NFS在三个特定领域的潜在应用:药物传递系统、伤口包扎和组织工程。

2电纺丝
电纺丝是利用静电力从聚合物溶液或熔体中产生超细NFS的一种技术。 [ 22 ] 在这种技术中,聚合物溶液受到高压电源的干扰,导致聚合物射流拉伸并形成纤维,然后收集到接地收集器上。通过高压充电聚合物溶液会产生电排斥力作用在聚合物溶液上,导致悬浮液滴在针尖形成,并将悬浮液滴的形状改变为圆锥形状,称为泰勒锥。当电场超过聚合物溶液的表面张力时,射流从锥面喷出,加速向相反极化收集器。 [ 20 ] 在电荷射流的迁移过程中,所制备溶液中的溶剂与聚合物射流的拉伸和加速度一起在空气中蒸发,而纤维则聚集在收集器上。 [ 23 ] 根据所使用的收集器的类型,所产生的NF垫可以以非织造或排列的形式出现。 [ 20 ] 利用旋转收集器,如旋转鼓轮、旋转线轮、旋转盘、无纺布等,可以获得对的NFS。 [ 24 ] 传统的电纺丝工艺的例子见 图形 1 .

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图1
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幻灯片
传统的电纺纱装置。(a)在旋转收集器上采集成对的纤维,(b)在平坦的表面上采集非织造纤维。
3个电纺聚合物及其特性
电纺丝在选择用于生物医学应用的聚合物方面具有重要的通用性。有各种类型的天然聚合物和合成聚合物具有不同的特性,已经成功地电平产生NFS。 [ 25 ] 聚乙烯基内酯、聚乳酸、聚乙烯酸、聚乙烯醇和聚乙烯氧化物是常用的生物降解合成聚合物。 [ 26 ] 相比之下,胶原蛋白、明胶、壳聚糖、丝素、纤维素和海藻酸盐在生物医学应用中被广泛研究为可生物降解的天然聚合物。 [ 27 ]

决定使用哪种聚合物或聚合物是生产适合预定应用的NFS的关键步骤。由于电纺丝依赖电荷转移,聚合物的电可纺性受到其电性能的显著影响。根据其电气特性,聚合物可以分为三大类:绝缘体、半导体和导电聚合物。 [ 28 ] 当使用的溶剂不导电时,绝缘聚合物不可能形成纤维。然而,正如Jaruswannapom等人所报告的那样,当使用诸如二甲基甲酰胺(DMF)和四氢呋喃(TSF)等相对高导电的溶剂时,纤维的生成就成为可能。(2005年)。因此,溶剂也是允许绝缘体聚合物电可纺性的另一个重要因素。 [ 29 ] 由导电聚合物制备纯导电聚合物支架是相当困难的,因为这些材料是高度脆性。 [ 30 ] 因此,将聚苯胺、聚吡咯(PPY)等导电聚合物与聚苯胺、聚苯胺等其他可生物降解聚合物如聚苯胺、聚苯胺(PPY)共混而成导电生物材料是一种常用的方法。 [ 31 , 32 ] 在生物医学应用中,理想聚合物应具有若干关键特性。这些特性的重要性将在以下章节中提及,广泛使用的聚合物的基本特性将在 桌子 1 .

Table 1. 广泛使用的合成聚合物和天然聚合物在药物运送应用及其性质。 [ 2 , 26 , 27 , 72 , 149 ]
聚合物 a)    物理化学性质    拉伸强度[兆帕]    生物降解    整合素结合点    优点/缺点
电控层    疏水的    
1.8–15.4 [ 44 ]

300 [ 150 ]

40 [ 151 ]

生物降解速度极慢

(3–4 years) [ 60 ]

缺席的    
+高结晶率,长期耐久性

-表面润湿性差,疏水性使细胞附着性低

公共航空局    疏水的    2.5 [ 46 ]    
生物降解速度极慢

(14–18 months) [ 152 ]

缺席的    
+热稳定性

-结晶率低,机械脆性,疏水性低,热稳定性有限

普拉加    疏水的    ≈23 [ 153 ]    
慢生物降解的

(2–5 months) [ 152 ]

缺席的    
+可调谐润湿性 [ 154 ]

-初始爆发释放 [ 155 ]

PVA

石油公司

亲水的

亲水的

16 [ 79 ]

2.4 [ 49 ]

可快速生物降解的

可快速生物降解(1小时) [ 80 ]

缺席的

缺席的

+保持潮湿环境、弹性机械性能、气体渗透性

-热稳定性低

+无毒性,高肿胀,容易产生 [ 156 ]

-低机械稳定性 [ 126 ]

抓住    亲水的    –    可快速生物降解的    –    
+保水, [ 157 ] 对各种物理和化学刺激的反应

-缺乏免疫原性和抗原性

胶原蛋白    亲水的    2.13 [ 158 ]    
可快速生物降解的

(≈4 weeks) [ 158 ]

礼物    
+促进细胞增殖,抗拉强度好,无毒

-热稳定性低

凝胶素    亲水的    2.5 [ 159 ]    
可快速生物降解的

(>21 days) [ 160 ]

礼物    
+巨噬细胞激活,高止血效果,无毒

-形状稳定性和弹性低,热不稳定

通信系统    亲水的    9.76 [ 48 ]    
可快速生物降解的

(6 weeks) [ 161 ]

缺席的    
+抗菌和抗氧化活性促进伤口愈合,无毒

-溶解性差,无法控制

生物降解率

丝素

计算机语言

透明质酸

海藻酸盐

亲水的

亲水的

亲水的

亲水的

10.3 [ 162 ]

2.16 [ 48 ]

0.208 [ 163 ]

弱的

慢生物降解的

(6–12 months) [ 164 ]

可快速生物降解的

可快速生物降解的

可快速生物降解的

缺席的

缺席的 [ 165 ]

缺席的

缺席的

+促进角化细胞和成纤维细胞的粘附和增殖,水蒸气和氧渗透性,毒性低,抗菌活性

-挑战扩大规模处理 [ 166 ]

+高吸水, [ 167 ] 高结晶度, [ 157 ] 无毒,相对稳定的

+高吸水、细胞增殖、无免疫、抗菌

-电解性差

+低毒、抗菌、高吸收、高离子吸附

-电纺性差,热电阻低

a) 所有列出的聚合物都显示出良好的生物相容性。
3.1生物相容性
生物相容性是在任何涉及人体接触的应用中需要考虑的一个重要参数。它在确保安全、尽量减少感染和阻塞等不良反应方面发挥着至关重要的作用, [ 25 ] 促进细胞附着、增殖、止血等方面的改善。 [ 25 , 33 ] 此外,至关重要的是确保所选择的材料不会引起免疫原反应或毒性作用。 [ 20 ] 天然聚合物与合成聚合物相比具有优越的生物相容性和较低的免疫原性。 [ 34 ] 它们也具有与天然ECM化合物相似的结构,因为它们大多具有纤维蛋白、生物分子特征,以及具有整合蛋白结合部位的合适表面(细胞粘附受体)。 [ 35 ] ). [ 26 ] 在这方面,天然聚合物更善于模仿ECM,从而为细胞相互作用和生物过程提供了一个更有效的平台。 [ 11 ] 然而,合成聚合物往往需要表面改性 [ 36 , 37 ] 或与天然聚合物混合,以提高其生物功能,因为它们缺乏生物活性结合部位。因此,将合成聚合物与天然聚合物(例如:胶原蛋白、明胶和CS)是提高合成聚合物生物相容性的常用方法。 [ 25 , 26 , 38 , 39 ]

3.2机械强度
聚合物应根据应用区域(例如:提供足够的支持和功能。 [ 16 , 40 ] 聚合物还应在整个预定的应用时间内显示出足够的稳定性和耐久性。 [ 41 ] 高刚度在大约2-15兆帕范围内的脚手架适合于硬组织工程,而在20-50千帕范围内弹性较低的脚手架则更适合于软组织工程。因此,考虑弹性模量对软组织工程具有重要意义. [ 42 ] 例如,皮肤应用的支架需要可拉伸,故障应变约为20%。 [ 43 ] 除了与组织相容的机械强度的关键要求外,材料的刚度和弹性也是重要的,因为它们影响细胞的行为。 [ 44 ] NF垫的力学性能与所使用聚合物的特性有关(即:,聚合物的结晶度),分子量,和生产过程,这影响了诸如孔隙大小,纤维尺寸和形状等形态参数。 [ 40 ] 此外,电纺NFS的力学强度和弹性模量对电纺丝用溶剂的依赖性很大。埃拉帕里提等人。(2016年)演示了各种溶剂对PCLNFS机械强度的影响。 [ 44 ] 在肌肉和软组织工程中,他们生成纤维支架,其模量为36.05-13.08kp,比用广泛使用的溶剂制备的支架少近50倍。该研究强调了生产可持续性强组织工程中较为可取的可持续性强的可持续性强的神经节蛋白的可能性,适合于肌肉和软组织工程。

虽然大多数合成聚合物在机械强度方面是有利的,但天然聚合物通常没有足够的机械强度。天然聚合物与合成聚合物的共混可以提供与单聚合物NFS相比增强的机械强度。 [ 11 , 27 , 45 ] 此外,各种方法,如交联、脱乙酰化或加入不同元素(例如。姜黄素和碳纳米管能提高NFS的机械强度。

例如,在对阮等人的研究中。(2013年)观察到,解放军NF垫的抗拉强度为2.5兆帕。然而,当将0.125和1.250(湿重%)的铜元素纳入解放军核燃料时,张力显著增加,这两种浓度均达到大约3.5兆帕。这种对解放军NFS机械性能的增强,确定了它们的适用性,用于伤口包扎材料。 [ 46 ] 在另一项研究中,周等人。研究了戊二醛蒸汽交联对胶原NFS的影响。由此产生的直径在310-117之间的纳米纤维显示出6.72-0.44Ma的拉伸强度,满足人类皮肤的需求。 [ 47 ] 费恩等人。(2019年)分析了CS、醋酸盐(CA)和CS/CA(1:1)NFS的力学性能。他们还研究了使用NAA处理和中和CS、CCL和CS/CLNFS的影响。 2 公司 3 .脱乙酰钙NFS(CL)导致机械强度显著增加,从2.16ns升至5.24mr。明显的是,CS纳米纤维的中和作用使其力学性能得到了很大的改善,从9.76毫微克-0.5提高到16.94毫微克。CS和CA的混合促进了机械性能的提高.在所有样品中,中和的CS/CLNFS的抗拉强度最好,为16.30GBMa。 [ 48 ] 本文以索伦德希兰等人为研究对象,研究了混合CS和PEO聚合物的力学性能。(2020年)。测定了纯PEONFS的抗拉强度(227ns.16)为2.40ns.56毫帕,加入50%CS后,机械强度增加,达到4.31毫帕。 [ 49 ]

3.3生物降解性
生物降解性是指物质通过与生物成分的相互作用而分解的能力。 [ 50 ] 生物可降解电纺支架在生物医学应用中的意义在于它们能够消除第二次植入切除手术。 [ 23 ] 虽然并非所有应用都需要生物降解性,但在某些情况下,聚合物需要随着时间的推移逐渐降解,因为新的组织形成。 [ 20 ] 为了确保最佳性能,支架的降解率必须与特定的应用程序需求一致。对于某些应用,如伤口愈合, [ 12 ] 更快的降解速度可能是有益的。相比之下,缓慢降解的聚合物支架更适合于骨组织的应用。 [ 51 ]

聚合物的生物降解速率主要取决于其固有的性质,如聚合物的化学结构、亲水性或疏水性、结晶或非晶性、玻璃过渡温度(TG)、分子量、水解不稳定键的存在以及共聚物比率。这些因素允许操纵生物降解持续时间,以满足各种应用的具体要求,从数周到数月甚至数年不等。 [ 40 , 52 ] 聚合物的结晶度与分子量和TG密切相关。高分子量会导致结晶度降低。 [ 53 ] 结晶度越高,结晶度越低,结晶度越高,结晶度越大; [ 54 ] 结晶度越高,降解速度就越慢。 [ 55 ] 高分子量 [ 56 ] 高疏水性的聚合物降低了降解速率。NFS的形态、表面积和润湿性也影响生物降解。 [ 40 , 57 ] 此外,聚合物的降解也受酶和水解过程的影响。与水解降解相比,酶降解发生得更快。 [ 58 ] 天然聚合物通过酶反应降解,合成聚合物通常通过水解降解。 [ 26 ]

在降解方面,聚合物分为两类:可生物降解的和不可降解的。 [ 2 ] 聚氨酯是一种具有良好的化学稳定性、优异的机械强度和耐磨性的不可降解聚合物。这些特性使它们更适合用于药物输送系统和人工器官。 [ 59 ] 多氯联苯是半结晶的 [ 43 ] 具有长期种植吸引力的聚酯,骨组织工程支架,以及随着聚合物由于疏水性和半结晶性而完全降解的缓慢释放的药物输送系统。 [ 60 ] 在Lam等人的研究中,评价了pclNFS的降解时间为6个月。(2009年)。 [ 61 ] 该共聚物是由聚人民解放军和聚人民解放军组成,根据聚人民解放军:聚人民解放军比率可调整的生物降解性,提供了较长的生物降解时间和较高的聚人民解放军比率。 [ 62 ] PLGA共聚物中PGA的比例直接影响PLGA的结晶度,从而影响其力学强度、膨胀性能和生物降解率。结晶PGA的加入降低了PLGA的结晶度,导致水解速率增加。因此,较高的PGA比率会导致更快的降解,而PLGA(50:50)则显示出最快的降解。 [ 63 ] 在你的研究中。(2005年),证实了PLGA、解放军和PGA的生物降解持续时间。人民解放军NFS在45天内没有明显降解,而不到50%的PLGANFS在45天内降解。相比之下,PGA的生物降解速率要比PLGA和人民解放军快得多。 [ 64 ] 由于聚乙烯醇的快速降解,它被用于组织工程中的快速药物释放应用和临时支架。 [ 43 , 56 ] PEO是一种半结晶、可生物降解和非离子聚合物,具有很高的膨胀性。 [ 47 , 65 ] PEO和PEG具有几乎相同的化学结构,它们之间的区别在于它们的分子量和终端组;PEG有-哦,而PEOS有-CH3终端组。PEO是一种分子量范围广泛的聚合物,分子量在20000到8000,而PEG的分子量在20000以下。 [ 65 ]

戈梅斯等人对多氯联苯、明胶和CS进行了伤口愈合的评价。(2015年)。在1、2和4周后,对伤口进行分析,结果显示,pcl纤维仍留在疤痕内。相比之下,CS和明胶纤维由于迅速降解,在伤口内部几乎看不到。 [ 66 ] 赖等人。(2014年)展示了透明质酸和胶原NFS的释放情况,两者都含有不同的生长因子。由于这两种聚合物的快速降解,90%以上的生物活性剂在不到30天的时间内释放出来。然而,与透明质酸纤维相比,胶原纤维表现出更有利的释放形态。 [ 67 ] 总之,合成聚合物的降解速度一般较慢,从数月到数年不等,主要是由于其疏水性和结晶性,以及降解机制(酶或水解机制)。相比之下,天然聚合物降解得更快,通常在几周内,主要是由于它们的亲水性、一般非晶态结构和酶反应降解。 [ 68 , 69 ]

3.4亲水性和疏水性
聚合物的亲水性或疏水性不仅影响聚合物的生物降解率,而且在细胞反应和聚合物与负载元素之间的相互作用中起着重要的作用。 [ 36 , 37 ] 高疏水性NFS不利于细胞生长,因为它们不能提供合适的环境。然而,将亲水聚合物加入NF配方中会创造一个平衡的亲水性--疏水性环境,促进细胞附着和增殖,为细胞生长提供理想的媒介。 [ 38 ] 亲水性聚合物由于能够从环境中吸收和保存水分,因此特别有利于伤口包扎应用。这种吸湿性能显著影响聚合物与生物流体的相互作用、细胞粘附和整体性能。 [ 39 ] 本文报道了用于创面包扎的聚乙烯醇/PEG电纺NF的应用效果。(2017年)。通过添加PEG,提高了PEL的低亲水性,并提高了PEL的弱力学性能。结果表明,创面膏具有良好的机械强度,有利于细胞粘附和增殖。 [ 70 ]

4.将药物纳入国家金融服务系统的技术
特定的电纺丝方法可以对药物或其他化合物的明确释放率进行不同的调节。不同的药物装载策略导致药物和NFS之间的相互作用,从而导致不同的药物释放动力学。 [ 16 ] 方法的选择取决于各种因素,包括药物的物理化学性质、聚合物的特性、打算使用的药物和期望的药物释放率。 [ 20 ] 常用的载药方法包括表面修饰法、混合电纺丝法、乳化电纺丝法和同轴电纺丝法。 图形 2 .电纺NFS在不同生物医学领域的应用概况见 桌子 2 .

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图2
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药物装载方法的示意图。a)通过物理或化学相互作用使药物固定在电纺NF垫上的后修饰。获得的结构是表面功能化的。(b)混合电纺丝,其中药物和聚合物在待纺溶剂中溶解在一起。获得的结构是单一的NF。c)同轴电纺丝,其中药物和聚合物溶液与两个同心针分开纺丝。获得的结构为核心壳NF。d)乳化电纺丝,其中药物溶液乳化成不混溶的聚合物溶液。获得的结构为核心壳NF。化合物用颜色表示.绿色:聚合物,蓝色:药物,栗色:表面活性剂。红色箭头表示药物释放的方向.经允许后改编的。 [ 2]
Table 2. 针对药物输送系统的各种电纺丝方法研究
聚合物    毒品    电纺丝法    申请    参考文献
普拉加    20(R)-ginsenoside Rg3    表面修饰    肥大性瘢痕    [ 168 ]
普拉加    格里菲辛    表面修饰    预防HIV(人体免疫机能丧失病毒)感染    [ 169 ]
电控层    阿奇霉素    表面修饰    头面和骨科    [ 170 ]
普拉加    聚糖醇    混合电纺丝    抑制恶性胶质瘤    [ 170 , 171 ]
PLA, PLA/PLGA    三水氨吡西林    混合电纺丝    预防抗生素耐药性    [ 82 ]
PVA    美洛西康    混合电纺丝    经皮给药    [ 79 ]
电控层    布洛芬-卡维地洛    混合电纺丝    导卵术    [ 172 ]
电控层    纳普生/β-环糊精    混合电纺丝    缓解疼痛或炎症    [ 107 ]
PEG/PLA    盐酸多索鲁比星    乳化电纺丝    局部化疗    [ 173 ]
PEG/PLA    
运输和运输部

氯化氢

乳化电纺丝    神经胶质瘤的抑制作用    [ 174 ]
多氯联苯/明胶    酮洛芬    乳化电纺丝    伤口包扎    [ 85 ]
CA/PVP (shell),

助理秘书长(核心)

阿莫西林(核心)    同轴电纺丝    牙齿或皮肤感染    [ 175 ]
杀伤人员地雷/杀伤人员地雷    庆大霉素/多元子F127(核心)    同轴电纺丝    预防外科感染    [ 122 ]
多氯联苯(核心)、多氯联苯(空壳)    多西环素    同轴电纺丝    
植入

南奥塞梯融合和感染预防

[ 89 ]
4.1表面修饰
表面改性方法涉及通过化学改变材料表面(例如:,交联,湿法化学处理,接枝) [ 71 ] 或身体(例如、吸附和等离子体) [ 71 ] 使生物活性剂固定在聚合物表面的方法。 [ 72 ] 表面修饰方法的优点是保存了生物活性分子的功能。这种方法有助于防止分子的变性和不稳定,这可能是高压或接触有机溶剂等因素造成的。 [ 16 , 73 ] 为了在化学上结合所需的药物,NFS可以被修饰为在聚合物表面含有像胺、羧基或羟基等官能团。 [ 72 ] 在物理吸附过程中,稳定药物在NF上的主要力量是静电相互作用、氢键、疏水相互作用和范德华的相互作用。 [ 73 ] 虽然物理吸附技术是一种简单的方法,但是这种方法不能避免药物的快速爆炸释放,这是药物输送系统的主要问题之一。 [ 16 ] 博尔根等人。(2007年),研究了奥硝唑抗生素与电纺pcl膜的结合,采用物理吸附方法,以禁止术后腹部粘连。结果,在3小时内释放了80%的药物,整个释放过程超过了18小时。 [ 74 ]

通过化学结合法可以实现更有控制的药物释放,但这种方法的缺点是使用危险化学品。 [ 75 , 76 ] 霍塞尼等人。(2021)建立了一个含有生长激素的PVA/CS/HANF贴片,用于伤口愈合。采用戊二醛蒸汽交联法提高NF的稳定性。PVA/CHI/HANFS在前2小时内出现约11%的初始突发释放,然后是逐步和有控制的释放,结果在48小时内释放高达64%的HGH。 [ 77 ]

4.2混合电纺丝
与其他电纺丝方法相比,混合电纺丝方法提供了一种更简单的方法,因为它涉及通过在电纺丝前简单地将药物溶于聚合物溶液中,将药物融入NFS。由于聚合物与药物的相互作用,聚合物的物理化学特性可能对封装的药物的生物活性和释放率产生重大影响。 [ 27 ] 摩拉迪克汉尼贾德等人。(2020年)表明,没有PEG的解放军/人民解放军NFS表明药物释放水平较低。然而,随着PEG含量的增加,释放曲线显示出系统的增强。样品含有20%的PEG重量在测试样品中显示最高的药物释放。结果表明,PEG的分子量对药物释放分布也有影响,随着PEG分子量的降低,其释放分布显著增加。 [ 78 ] 药物也会影响聚合物溶液的性质,在导电性和粘度的溶液。 [ 16 ] 本文对恩加沃伦帕特等人的研究进行了探讨。(2009年)在聚乙烯醇溶液中加入甲氧西康会增加溶液的粘度,从而形成较厚的纤维。 [ 79 ]

实现持续释放必须有两个关键因素。首先,药物-聚合物的相容性是至关重要的。聚合物和药物的极性应该是相似的。药物与聚合物之间的不充分或过度的相互作用可能导致药物封装不足。第二,药物在聚合物溶液中的完全溶解是必要的。如果由于溶解性低、药物负荷大或电离状态等因素,药物不能充分溶解,则可聚集在纤维表面,且主要存在于纤维表面。药物的电离状态会影响其在纤维中的封装,因为较高的离子含量导致药物的表面定位。当不符合这些标准时,通常会导致药物从电纺支架中突然释放出来。 [ 80 , 81 ]

邦库等人。(2022)进行了一项研究,研究药物浓度(氨吡西林三水,一种疏水抗生素)对电纺人民解放军NFS的影响。采用混合电纺丝技术,以4%、8%和12%的浓度加入药物。随着药物浓度的增加,药物封装效率降低。含有4%和8%氨皮西林的三水NFS的包封率约为90%,而氨皮西林的包封率提高到12%,包封率降低到65%。这一减少可归因于溶液中存在未溶解的药物。此外,随着药物浓度的增加,释放效应变得更加突出。24小时累计药物释放量为32.1%,39.6%,含4%,8%的聚合物为69.4%,分别为12%氨吡西林三水。全药释放持续时间的不同,解放军NF制剂:12%的药物浓度在3天内释放,4%的浓度在7天内释放,8%的浓度延长到10天。 [ 82 ]

4.3乳液电纺丝
乳剂电纺丝包括一个单一的喷嘴和一个泵像传统的设置。乳液电纺丝的原理与用水内油乳剂(O/W)或水内油乳剂(W/O)作为电纺丝溶液和使用表面活性剂稳定乳剂有关。W/O和O/W乳剂都可以通过将亲水化合物或疏水化合物封装成芯壳纤维来电旋。 [ 83 ] 乳液的稳定性是至关重要的,因为不稳定或相分离可能导致团聚或表面沉积的负载剂,导致爆发释放。 [ 84 ] 此外,表面活性剂的离子性或非离子性及其浓度影响溶液的表面张力和导电性,从而影响纤维的形态和内部结构。乳液电纺丝的主要优点是,使用表面活性剂,通过尽量减少生物活性分子和有机溶剂之间的接触,保护药物不受有机溶剂的影响,从而降低了生物活性分子的变性,并使亲水性药物和疏水性聚合物能够一起使用。 [ 80 , 83 ] 巴萨尔等人进行的一项研究。(2017年)比较了混合电纺丝法生产的酮洛芬与酮洛芬NFS的释放情况,并与乳化电纺丝法生产的酮洛芬/明胶/酮洛芬NFS进行了比较。PCL/明胶垫显示可持续释放药物约4天,而唯一的PCL纤维垫则显示出快速爆发释放特征,大约90%的药物在非常短的12分钟内释放。 [ 85 ]

4.4同轴电纺丝
同轴电纺丝所形成的核壳NFS与混合电纺丝所产生的NFS相比,具有较高的药物加载效率和较低的初始爆发释放。 [ 80 ] 此外,利用这一战略,药物的生物利用率和功能可以得到保存。 [ 16 ] 与传统方法不同的是,同轴电纺丝涉及使用由两个集中排列的空心针组成的同轴针。用两个注射泵分别通过外针头和内针头注射两种聚合物溶液。与其他方法相比,同轴电纺丝的复杂性、可伸缩性和参数调整性是该方法的主要缺点。 [ 80 ] 然而,外部屏障层的存在使同轴电纺丝在维持药物释放方面更有效。 [ 86 ] 此外,脆弱的化合物,如生长因子、酶和细胞可以被纳入NFS的核心,因为外壳主要携带电荷。 [ 87 , 88 ] 此外,核心壳NF允许同时在一个步骤中加入几种治疗剂,每一种药的溶解性都不同。 [ 86 ] 在同轴电纺丝中,聚合物的混溶性和在芯和壳溶液中使用的溶剂对确保芯壳纤维的持续释放具有重要意义。 [ 81 ] 研究了多西环素从核心壳PCL/PVANFS中的持续释放。(2017年)。NF涂层释放的多西环素在体内对细菌生长有8周的有效抑制作用。 [ 89 ]

4.5其他技术
除了同轴电纺纱之外,还有更多的新的多种流体电纺纱方法,如三轴电纺纱和并排电纺纱。通过三轴电纺丝技术可以实现三层NFS的形成。类似于同轴电纺丝的过程,这项技术使用配备了三个同心针的纺丝器,每一个都连接到一个单独的注射泵来运送三种不同的液体。 [ 90 ] 当两种不同的流体同时施放时,就会产生具有两个不同侧面的强直纤维。 [ 91 ] 在电纺丝领域,通过并排电纺丝产生亚努斯纤维是一个显著的挑战,主要是由于携带相同电荷的流体相互排斥。 [ 92 ] 然而,正如于等人所报道的那样,可以实现日本纤维的生成。(2016年)。 [ 93 ] 尽管多种流体电纺丝技术较为复杂,但通过多种流体电纺丝产生的多室纳米纤维为开发创新药物输送系统提供了许多优势。活性剂的材料成分和分布都可以定制,以提供更复杂的药物释放概况,如延迟、持续和多阶段释放。虽然文献中有有限的研究用于药物应用,但它们提供的潜在优势比更常见的研究核心/壳结构。亚努斯纤维,双方接触释放环境,提供机会释放两种不同的药物,不同的速度在同一地点。 [ 91 ]

另一种方法,熔化电纺丝,是利用热液化聚合物的无溶剂方法。熔体电纺丝无需大量溶剂.然而,达到聚合物熔点所需的高温可能会使药物降解。 [ 80 ] 此外,许多生物分子,包括蛋白质、核酸、多糖和热敏聚合物,不适合通过熔体电纺丝加工。 [ 94 ]

远场电纺丝方法产生的随机非织造纤维由于射流运动不稳定,可能缺乏某些应用所需的精度和沉积精度。针对这一挑战,近场电纺丝(NFES)提供了一种直接的方法,在需要组织或图案化的微小/纳米尺度纤维结构的应用中,精确地管理沉积纤维的定位。 [ 91 , 95 ] NFES是一个可控制的过程,用于生产超薄纤维通过定位针尖更接近收集器。这种短的TIP-收集器距离,通常范围从500欧姆到5厘米,显著降低了施加的电压(0.6%-3千伏),并最大限度地减少了纺纱过程中的弯曲不稳定性。因此,该装置有利于在三维运动平台上高空间精度地沉积光纤。 [ 86 , 91 , 95 ]

纳米纤维的大规模生产是纳米纤维药物输送系统的缺点之一。为了解决这个问题,开发了一种类似于传统电纺丝工艺的多针电纺丝装置。区别在于使用根据特定几何形状排列的一系列针头。 [ 86 ] 这种技术的缺点是由于电荷喷射和针头之间的库仑排斥引起的电场分布不均匀,收集器上的异质纤维分布,针头堵塞,以及整个针头的巨大体积需求。 [ 96 ] 尽管存在挑战和困难,但包括YFERD在内的若干公司, [ 97 ] Fluidnatek®, [ 98 ] 以及伊诺文索公司。 [ 91 ] 成功地实现了基于多针电纺丝技术的工业化生产机器。

无针电纺丝作为多针电纺丝技术中各种挑战的一种解决方案,是克服针堵塞问题和不同喷流之间的排斥的一种有希望的方法,并因其高生产率而引起人们的高度重视。 [ 99 ] 无针电纺丝通常使用一个开放的储集层,而不是充满溶液的注射器。 [ 86 ] 许多研究人员已经发明了各种不同几何形状的纺丝器,包括圆柱形纺丝器、线圈纺丝器、钢丝线圈纺丝器、螺旋线圈纺丝器、圆盘纺丝器、旋转锥纺丝器、金字塔纺丝器和磁场辅助的多刺电纺丝器。 [ 99 ] 然而,与此方法有关的某些问题应予考虑,例如聚合物溶液浴的溶剂蒸发和储集层的吸水。 [ 86 ]

5与药物提供有关的生物应用
电纺NFS在生物医学工程应用中表现出令人鼓舞的性能,主要集中在三个关键领域:药物释放控制、伤口包扎和组织工程。电纺纤维的主要生物医学应用如下: 图形 3 .

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图3
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电纺NFS在与药物传递相关的生物医学应用中的各种应用。
5.1药物提供系统
电纺NFS可以封装广泛的治疗物质,包括抗生素、抗氧化剂、抗肿瘤药和抗炎药,以及蛋白质、抗菌肽和DNA等生物大分子。 [ 19 , 27 ] 这种多功能性使其应用于各种治疗目的。NFS在药物输送系统中的应用正在迅速扩大,因为其独特的特点包括药物装载能力高,药物封装效率更高,以及控制药物释放和局部治疗药物的副作用减少。由于最初的爆发性释放,NFS的控制药物释放有时会具有挑战性。 [ 100 ] 然而,通过使用具有适当性能的电纺NFS和药物装载方法,可以在一定程度上克服这一挑战。电纺纤维的药物释放可以通过各种参数调节,例如溶液浓度,因为它影响降解率,肿胀行为, [ 101 ] 以及孔隙度, [ 102 ] 以及纤维直径。 [ 103 ]

在治疗生命疾病和威胁,包括癌症、抗生素耐药性等方面,基于电纺织的药物提供已经产生了影响。 [ 3 ] 以及长期的创伤。例如,达巴西塞德等人。(2021)研制出一种亲水抗肿瘤药物阿霉素(DOX),该药物掺杂了PEO/PCL芯-壁核NFS,用于乳腺癌的可持续药物输送系统。研究结果表明,含有核/鞘状NFS的多克斯对MTF-7型乳腺癌细胞具有显著的抑制药物释放作用,未观察到任何毒性。在最初两天内,观察到大约25%-35%的最初药物释放,然后在28天内完全药物释放。 [ 104 ] 杰克森等人。(2021)研制了一种非细胞毒性的慢性糖尿病足部溃疡治疗NF垫。将CS、海藻酸钠、聚乙烯醇(PVA)联合电纺丝,制备了双层双纤维垫。生产的气垫具有高肿胀度(594%)、高包封效率(98%)、适当的水蒸气传输率(427.49克/米)。 −2 • 控制药物释放最多48小时,并开展抗克的活动 + (0.79 ± 0.07 cm 2 )及 − (0.95 ± 0.04 cm 2 ) microorganisms. [ 105 ]

抗炎药物是能够减轻疼痛或炎症以及肿胀相关症状的化合物。 [ 106 ] 坎博拉特等人。(2014年)研究了从PCLNFS中释放出的一种疏水性非甾体抗炎药(NSAID)。国家行动方案与β-环糊精相结合,以创建一个包容复合体。研究了持久性有机污染物/国家行动方案和持久性有机污染物/持久性有机污染物----化学品----化学品----化学品----化学品----化学品----化学品----化学品----化学品----化学品----化学品----化学品----化学品----化学品-- [ 107 ]

提供药物的另一个主要目的是抗菌素耐药性。它在医疗保健中非常重要,因为抗生素的使用越来越多导致抗菌素耐药性,随着时间的推移,这正成为一个更具挑战性的问题。因此,预防抗菌素耐药性的药物输送系统在今天变得更加重要。 [ 27 ] 埃伦·邦库等人。(2020年)分析了用线氨醇装载的PLGA和PCL电纺纤维抵抗前列腺相关感染的情况。同对照组相比,PLGA/利奈唑胺纤维垫对大鼠骨折的愈合速度更快,对感染的抑制作用也更高。通过实施这一方法,与传统治疗相比,抗生素的剂量显著减少了37倍。因此,药物用量的减少可以有效地防止抗生素耐药性。 [ 108 ] 抗菌肽是宿主抗感染的防御肽,可以成为抗菌剂的一种新的潜在来源,而不是抗菌素。 [ 19 ] 高等人(2016年)在这方面进行了一项研究,探讨了抗逆转录病毒药物作为抗菌剂新来源的潜力。他们生产了PLGANF覆盖的脱蛋白骨支架,用于治疗耐甲氧西林引起的骨骼缺损,这种支架允许控制性交付万古霉素。 金黄色葡萄球菌 (MRSA)感染。结果表明,30日时万古霉素的累积释放率达到96%.尽管在1~2天内观察到万古霉素的初始突发释放,但万古霉素的浓度随着时间的推移逐渐降低。开发的支架对MRSA有28天的抗菌作用。因此,万古霉素的释放量和持续时间保证了有效的抗菌行为,最大限度地降低了抗菌风险。 [ 109 ]

对于局部化程度较高的治疗而言,药物组合NPS与NFS的整合是一种有利的药物输送系统方法,因为它们有几个好处,包括提高了治疗药物的物理化学稳定性,提高了疏水药物的溶解性,可持续释放封装药物,向特定目标区域提供浓度较高的药物,以及通过用细胞特有的配体修饰NPS提供有针对性的治疗。 [ 110 , 111 ] 例如,杨等人。(2014年)研究了纳米透明质结合顺铂与单纯顺铂治疗皮肤癌(黑色素瘤)的效果,以观察其治疗局部化的效果。虽然在高血压组肿瘤生长速度较慢,但所有的老鼠都在3周内死亡。 [ 112 ]

由于人们希望通过更有控制的释放来减少药物的副作用,智能或"刺激敏感"聚合物是很好的替代品,因为它们能够作为响应环境变化(如PH值、温度、光、电场和磁场)的"开关"发挥作用。 [ 113 ] 这里的主要想法是通过这些刺激物在靶向区释放治疗成分。 [ 20 ] 德米尔西等人。(2014年)引入了聚(4-乙烯基苯甲酸-基)三甲基氯铵(聚乙烯基-邻苯甲酸-基)[聚(VBA-共-VBTAC)]的PE敏感性NF。环丙沙星在酸性、中性、碱性环境中被封装为聚(VBA-CO-VBTAC)NFS,环丙沙星的释放速率受到控制。结果表明,根据PH值,聚苯胺-联用VBTAC/环丙沙星能够在较长时间内以控制的方式提供环丙沙星。 [ 114 ]在另一个书房里,贾等人。(2017年)制备由PEO和EudagitS100聚合物组成的芯壳纤维,以实现离子靶向药物的传递。以EudagitS100为材料,以POC为核心,加入消炎药和盐酸美贝林。在氢氧化物溶液中进行了溶解实验,其酸碱值为1.2小时,然后转移到酸碱7.4缓冲区,再增加22小时。结果,在酸性缓冲区释放最小,然后在接下来的6-22小时相对较快释放,但IMC释放远远少于在丙酮缓冲区的MB-HCI。实验结果表明,该涂料显著抑制了PH值7以下的药物释放,有利于防止胃酸性条件下的药物释放。 [ 115 ] 有关刺激敏感型生物医学应用的一些研究,请参阅 桌子 3 .

Table 3. 刺激敏感NFS的生物医学应用
刺激物    聚合物    负载化合物    申请    参考文献
酸碱    聚乙烯(VBA-共同VBTAC)    环丙沙星    药物运送系统    [ 114 ]
酸碱    佩奥/欧达吉特第100条    货币基金组织/    大肠癌和易过敏性肠道疾病    [ 115 ]
酸碱    电控层    多克斯    
胃癌和阴道注射抗病毒药物或

抗炎药

[ 176 ]
温度

(Temp)

电控层    145/SSPEI核动力源    肝癌    [ 177 ]
临时的    电控层    指定用途和磁性核动力源    癌症治疗    [ 178 ]
温度/光线    聚(3-羟基丁酸-共3-羟基戊酯),PEG    纳米混合物和盐酸四环素    药物运送系统    [ 179 ]
轻的    poly(methyl methacrylate) (PMMA)    
六溴二苯醚和中四苯基氰啉

(TPP)

抗菌的    [ 180 ]
轻的    Poly (N-isopropylacrylamide) (PNIPAM)    硅覆盖金纳米棒和多克斯    子宫颈癌    [ 181 ]
磁场    丝素    氧化铁核动力源    
第一种办法: 组织工程和再生医学

第二种办法: 干细胞分化和生物传感器

[ 182 ]
磁场    电控层    酮康唑和氧化铁    真菌感染    [ 183 ]
电场    电控层    Poly(3,4-ethylenedioxythiophene) NPs (PEDOT NPs) and Cur    药物运送系统    [ 184 ]
电场    
苯胺

低聚物

地塞米松    组织工程    [ 185 ]
5.2提供药物治疗伤口
创伤可以根据其愈合时间分为急性或慢性。刀割和外科手术伤口是急性伤口快速愈合的例子,而慢性伤口如糖尿病足溃疡则很难治愈。这种创伤可能需要超过12周的时间才能愈合。 [ 20 ] 慢性创伤是医学领域的一个重要问题,因为它们容易感染和发炎,损害伤口愈合过程。 [ 27 ]

伤口包扎是防止感染的保护屏障,从而支持和促进伤口愈合。 [ 116 ] 根据伤口的状况,绷带和纱布是传统上用来减少感染风险的绷带。虽然这些绷带在一定程度上提供了抵御外部污染物和病原体的保护,但它们在提供综合感染保护、优化伤口愈合环境、预防主动感染和积极支持伤口修复过程方面的效力有限。 [ 19 , 116 ] 上位创面包扎应具备以下特点:有效隔离创面,防止细菌感染,吸收创面渗出物,透气性,提供合适的潮湿环境,展示抗炎性能,促进细胞增殖,促进组织再生,加速愈合过程。 [ 11 , 117 ] 在这方面,电纺NFS可以提供一个良好的伤口愈合环境,提供一个潮湿的环境,并通过其形成类似于ECM结构的NF支架的能力促进细胞粘附、增殖和迁移。 [ 118 ] 此外,使用电纺NFS治疗严重创伤的干细胞治疗似乎是有希望的,因为在伤口部位存在干细胞可以增加生长因子的信号途径,促进组织再生。 [ 119 ]

仅使用合成聚合物不足以促进细胞附着、增殖和浸润。为了克服这个限制,一个更有利的方法是将合成聚合物与亲水性天然聚合物,特别是胶原蛋白、透明质酸和纤维蛋白等皮肤组织中的聚合物结合起来,用于伤口修复。 [ 120 ] 例如,米尔扎伊-帕萨等人。(2019年)利用电纺pcl/纤维蛋白原纤维,为脂肪源干细胞制备纳米纤维支架,用于创面包扎。结果表明,与对照组相比,NFS和ADSC在促进再上皮化、血管生成和胶原重建方面取得了较好的效果。 [ 121 ] 吉罗弗蒂等人。(2021)制备了含CRR的CS/PEO/胶原NFS,这是一种强抗氧化剂,具有抗感染和抗炎的特点,目的是加强伤口愈合过程。 [ 76 ]在这项研究中,在三种不同的浓度下,添加了CS/PEO/胶原蛋白NFS,结果表明,较高的浓度导致初始爆发释放减少。通过在聚合物溶液中加入5%和10%立方,观察到纤维直径增加。相反,添加15%相对于纤维直径的降低.含15%库尔的CS/PEO/胶原蛋白NFS显示了最多3天的有效库尔释放谱,没有明显的细胞毒性。此外,这些NFS表现出良好的细胞生物相容性和完善的体内性能,在促进伤口愈合的无药NFS和未经处理的对照样品(无菌棉纱)。此外,在制剂中加入PEO对提高CS的可纺性起着至关重要的作用。

此外,一些金属核动力源(例如:银、金、氧化锌和铜NPS)具有很高的抗菌性,可用于创面包扎。 [ 122 - 125 ] 皮肤平衡的微生物群有助于预防慢性伤口的感染,银NPS(ANGPS)因其有效的抗菌作用和对人体细胞的无害性而得到确认。 [ 126 ] 赵等人。(2012年)报告了一种简单的生成银核动力源的方法。在电纺丝前,在聚乙烯醇/羧甲基CS(CMC)共混水溶液中合成了琼脂醇。因此,抗病毒药物的抗菌活性 大肠杆菌 是被观察到的。 [ 127 ] 东等人。(2016年)观察了用电纺法在威斯塔大鼠伤口上实际生产的载载AG耦合介孔二氧化硅(AG-Msns)的PCL纳米纤维膜的效果。长期抗菌活性 金黄色葡萄球菌 和 大肠杆菌 AG-MsN/PCLNFS显示细胞毒性最小。应用5%AG-Msns/pcl纤维,与治疗5周后接受高泽治疗和未经治疗的治疗组相比,伤口愈合良好,伤口关闭和完全再上皮化( 图形 4 ). [ 128 ]

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图4
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皮肤伤口愈合与由一个方便的电子脱皮设备产生的NF化妆品。(一)通过便携式电纺丝装置在体内处理威斯塔大鼠的皮肤创面,生产与AG-Msns结合的纳米纤维膜。损伤后1周、3周和5周分别用纱布、干净的pcl、ag-msns/pcl进行皮肤创面检查。1、3和5周的组织学分析。炎症细胞浸润、组织肉芽化和再生表皮层分别用蓝色、红色和黄色箭头表示。在许可下转载。 [ 128 ]
法希米拉德等人。(2022年)研制了一个装有 传染性口炎 (QLG)经绿色工艺合成的萃取物和铜核动力源 C.药用植物 鲜花提取物。 [ 129 ] 观察结果表明,添加有机化合物和QLG提取物能提高以PCL/PVA为原料的NFS的生物和物理化学活性,对MRSA具有优良的抗菌作用。此外,MRSA感染的伤口已完全愈合,在第10天观察到炎症减少。

5.3组织工程药物运送
组织工程的目的是通过干细胞移植以及提供生物活性成分来再生或替换非功能组织或器官。控制降解率对于组织工程是至关重要的,支架的降解时间应与新再生组织的降解时间相同。 [ 20 ] 在组织工程支架的设计中,需要考虑许多其他因素,例如与ECM相似,允许氧气和营养物质循环,以及清除代谢废物,适合特定组织的表面化学,多孔网络,以及高孔隙率的细胞种子和渗透,大的细胞附着物的表面体积比和较高的药物负荷,以及适当的机械强度,以便有效的组织再生。 [ 100 , 130 ] 支架的结构设计是影响细胞生长和组织再生的另一个重要参数。通过一些研究表明,与其他类型的支架相比,电纺纤维支架更能促进细胞的迁移和分化。 [ 131 , 132 ] 功能化NFS,富含生长因子、药物、肽、细胞因子和其他生物活性分子,为改善治疗结果提供了希望。它们能够定向分娩,促进组织再生,控制炎症,增强血管化,推进组织工程和再生医学。 [ 2 ]为此,电纺NFS已被应用于各种组织的组织工程应用,如皮肤、骨骼、软骨、心脏、神经、血管和肌腱/韧带。

普雷斯等人。(2021)建立了pcl/明胶电纺纤维,并将其与生物活性锌(ii)角皮素复合物结合,以改善骨组织再生。研究表明,生物活性金属复合物载载聚氯乙烯/明胶的电纺NFS具有较高的生物活性,这对组织再生的应用是鼓舞人心的。 [ 133 ] 明迪等人。(2020年)为各种组织工程应用开发了含有抗生素的可生物降解聚合物NPS。环丙沙星装载的PLGA和PCLNPS嵌入在聚对苯二甲酸环氧乙烷/聚对苯二甲酸丁酯支架中,提供持续和局部的药物运送。 [ 134 ] 它们表现出卓越的功效和安全性 S. aureus 和 P.铜绿 与游离环丙沙星相比。此外,含有/不含环丙沙星的电纺支架显示类似的细胞附着和增殖。结果表明,研制出含有药物的NPS支架,可减少所需抗生素用量,并通过允许药物局部输送,消除种植后口服或静脉给药。因此,与传统种植体相比,植入电纺支架中的环丙沙星掺杂NPS在种植体置换术后的感染治疗和预防方面具有显著的优势( 图形 5 ).

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图5
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细胞代谢活性和抗菌活性评价。人类间充质基质细胞(HMSC)在48小时后的代谢活动,测定为阳性对照中的雷扎祖因还原%,不同浓度的环丙沙星载NPS(简称"C+")和空白NPS(简称"C-")。(a)《防止和消除贫穷全球行动计划》核动力源。(b)哇核动力源。c)多氯联苯核动力源。d)所有环丙沙星装载的核动力源的比较。二)环丙沙星在电纺支架上均匀生长和增殖的证实,有和没有环丙沙星装载的PLGANPS,途径是通过法洛伊丁(绿色通道)和二胺-2-苯林多(蓝通道)染色。在24小时和8天的时间点对培养细胞进行成像。标尺条=200米。(三) S. aureus 和 P.铜绿 不同浓度环丙沙星的抑制试验。在许可下转载。 [ 134 ]
申等人。(2017)为血管组织工程制造RDH肽和石墨烯氧化物(go)共功能PLGA纳米纤维垫。相对于对照组(组织培养塑料)、PLGA和GO-PLGA纳米纤维垫,其对血管平滑肌细胞的附着性显著增加。这证明了RDH-go-PLGA纳米纤维垫在血管组织工程中的应用潜力. [ 135 ]

增加心肌组织再生和血管生成治疗心肌梗死,钟等。(2015年)开发了专门为局部化心外膜传递而设计的电纺丝聚乳酸(l-丙交酯)(PLLA)垫,主要有两个关键成分:血管内皮生长因子和心脏干细胞(CSCS)。 [ 136 ] 用乳剂电纺丝技术固定血管内皮细胞生长因子在垫上的作用,在4周内促进血管生长因子的控制和持续释放。该研究表明,从电纺垫上逐渐释放VFP对内皮细胞和CSCS的体外迁移和增殖有重要影响。这一效果导致血管生成和心脏功能恢复显著改善。

神经组织工程的重点是利用人工神经引导管道(NGCS)促进神经的发育和修复神经损伤。 [ 137 ] 王等人。(2012年)开发了一个校准的神经网络,目的是通过促进神经的发育来修复神经损伤。 [ 138 ]他们通过收集神经生长因子(NGF)来制造神经生长因子(NGF),在最初爆发释放29.5%的第一天显示持续释放30天。研究发现,与PLGA组相比,再生神经的功能恢复明显改善,而PLGA/NGF组与自体移植组在功能恢复方面无显著差异。PLGA/NGFNGCS有望成为周围神经损伤的潜在治疗手段,为自体移植提供了一种替代方法,这种治疗方法通常会导致捐赠部位功能丧失,需要多次手术。

在另一项研究中,席尔瓦等人。(2020年)研制出与关节软骨ECM的排列和尺寸相容的同轴聚甘油(甘油塞巴酸酯)/psl电平对位NFS,并提供可持续释放的卡氏蛋白(KNGN),该小分子因其能刺激间充质干细胞/间质细胞(MC)的软骨生成而得到认可,这可能有助于人类骨髓干细胞的软骨分化。)。 [ 139 ]在研究中,比较了PGS-KNS/PCL和单轴PCL支架的KNGN释放形态,并与单轴PCL-KNPL支架相比,同轴PGG-KNGN/PCL支架在21天内显示出一种更持久、更有控制的KNGN释放形态。同时也说明了纤维对准对机械强度的影响.与不结盟纤维相比,单轴纤维和同轴纤维的抗拉强度和弹性模量有相当大的提高。此外,KGG装载的PG/PC-对齐支架大大支持HBMSC的增殖和分化。这些结果表明,由同轴PGS-KNS/PCLL-LFS组合的生物活性支架在软骨组织工程应用中的可行性。

肌腱和韧带损伤是非常常见的肌肉骨骼问题。这些组织缺乏足够的自然愈合能力,因为低纤维素高血管和神经支配,导致大量的手术。 [ 140 ] 不幸的是,传统的肌腱移植或缝合用于外科治疗缺乏必要的抗粘连性能,灵活性和永久重建能力。 [ 141 ] 在一项研究中,通过模拟本地肌腱组织的结构并在28天内持续释放Tβ4,生成了带Tβ4(Tβ4)的PLGA/PLP杂交纱。Tβ4的这种结合有效地刺激了人脂肪衍生的干细胞的增殖和迁移,从而支持了张化分化的过程。 [ 142 ]

结论和未来展望
电纺微/纳米纤维支架具有持续释放药物的潜力,功能性强,形态可调整,与本地ECM结构相似,因此引起了广泛的关注。这些特性使它们在生物医学领域具有很高的吸引力,因为它们希望实现有针对性的长期释放,以持续治疗疾病。此外,先进的纳米纤维设计释放药物对特定刺激,使实现更有控制的药物释放,同时最小化副作用。使药物释放适应特定的疾病条件和药物将被释放的地区的条件,具有非常重要的意义,特别是在癌症等疾病中,在这些疾病中,化疗等治疗可以对患者产生重大影响。总体健康状况。因此,通过进一步的临床研究,SMARTNFS对今后在医疗保健领域的应用前景乐观。

尽管电纺丝法比其他方法简单,成本效益更高,前景广阔,但结构更先进的大规模制造NFS和NF仍然具有挑战性,目前正在开发阶段。 [ 143 ] 徐等人对多针电纺丝进行了改进。(2020年)。 [ 144 ]他们开发了一个由气体辅助的16针多针电纺纱系统,并具有稳定的喷洒工艺,与没有气体援助的情况相比,生产率提高了4.7倍。尽管存在一些缺点,但也可以通过无针电纺丝来实现大规模生产,克服与多针电纺丝有关的若干挑战,例如不同喷流之间的排斥力和针头堵塞。此外,尽管这项技术有了重大改进,但在临床环境中使用已开发的支架仍有若干问题需要解决。(1)需要通过更精确地控制降解率,进一步优化药物的释放,(2)需要在临床环境中进行更多的研究,由于大多数研究仍处于临床前阶段,所以在能够更好地模仿人体解剖学和皮肤的三维复杂结构中制造支架的困难。由于三维支架能够更精确地模拟本地ECM,所以比传统的二维支架更受欢迎。 [ 2 , 16 ] 然而,尽管电纺丝可以产生有细纤维的支架,但对三维结构的精确控制和纤维的空间分布可能是困难的。复杂的解剖结构可能需要特定的纤维定位和定向,这可能很难实现通过电纺丝过程。例如,创建一个类似于皮肤层的脚手架(例如:在整个结构中促进充分的血管化和神经支配是3D结构中的一个复杂的情况。 [ 145 , 146 ] 此外,实现与人体组织的复杂性和多样性相适应的机械特性仍然是一项挑战。然而,对某些类型的糖尿病慢性创面进行了一项建立三维支架的研究,以加强血管再化和再上皮化,并展示了有希望的机械强度(放射性排列支架显示压缩应变为76%,应力为46+10千帕,而垂直排列支架则显示90%的应变和33+4千帕的应力)。 [ 147 ]

关于持续的药物提供,虽然可以通过适当的方法和优化药物-聚合物相容性及其他参数来实现更高的药物可持续性,但还需要进一步改进,以更好地控制聚合物的降解过程。 [ 2 ] 此外,尽管疏水性药物的持续释放已显示出更有希望的结果,但实现疏水性药物的持续释放仍构成重大挑战。这一困难源于它们在释放介质中的高溶解性,以及与疏水聚合物的有限相容性。 [ 81 ]

此外,今后还需要进行更详细的毒性临床研究,以核准电纺NFS,因为聚合物溶液中使用的溶剂的毒性残余可以留在纤维中并随药物释放。 [ 145 ] 因此,最近人们更加关注不使用有毒化学品的NFS的绿色加工。 [ 9 , 148 ] 通过克服上述问题,未来的NF垫可以通过更好的生物可降解支架更精确地使用药物,以及在更复杂和更专业的形状中使用支架用于特定用途,成为对患者的有效支持。