胶原静电纺丝研究进展

吴斯佳 吴坤远 曾绍校 李玉霜 陈俊德

引用本文: 吴斯佳, 吴坤远, 曾绍校, 李玉霜, 陈俊德. 胶原静电纺丝研究进展[J]. 化学通报, 2020, 83(11): 997-1006. shu
Citation:  Wu Sijia, Wu Kunyuan, Zeng Shaoxiao, Li Yushuang, Chen Junde. Research Progress in Collagen Electrostatic Spinning[J]. Chemistry, 2020, 83(11): 997-1006. shu

胶原静电纺丝研究进展

    通讯作者: 陈俊德  E-mail:jdchen@tio.org.cn
  • 基金项目:

    国家自然科学基金项目(41676129,41106149)资助

摘要: 胶原是细胞外基质的主要结构蛋白,广泛存在于各类动物机体中。天然胶原存在纤维形态不一、机械性能差等不足,限制了其工业规模化应用。因此,如何有效地制备出性能优良的胶原材料成为热点问题。静电纺丝技术是一种新兴的纳米材料制造技术,利用该技术可获得具有不同结构和性能的胶原基纳米纤维材料,制成的纳米纤维材料展现出密度低、弹性高等优异特性,有望广泛应用于组织工程、医学、载体等领域。本文将从胶原的单独静电纺丝及其影响因素、胶原共混静电纺丝和影响因素以及应用等方面介绍胶原静电纺丝技术的研究进展,并针对存在的问题和发展方向进行了讨论和展望,为胶原的应用提供一定的理论指导和技术支撑。

English

  • 胶原(Collagen,Col)是细胞外基质的结构蛋白质,广泛存在于动物机体组织中,包括动物肌腱、动物皮、软骨以及硬组织等[1]。胶原具有典型的三螺旋结构,其复杂的结构对它的分子大小、形状、化学反应性以及独特的生物功能起着决定性作用。近年来,因其抗原性低、可生物降解、易被人体吸收等优点,被广泛用于生物医用材料、护肤化妆品等领域[2]。然而,天然胶原存在纤维形态不一、机械性能差和在体内易被酶降解等不足[3],给胶原的直接应用及规模化生产带来了困难。

    当材料的纤维直径从微米变为亚微米或者纳米尺度时,会具有更多优良的特性,如优异的柔韧性、硬度和抗张强度等[4]。目前,制造胶原基纳米材料的方法有牵伸法[5]、模板聚合法[6]、相分离法[7]、自组装法[8]以及静电纺丝法等。牵伸法可以大规模、快速地制备胶原纳米纤维,但是适用性不强,产品品种变换不灵活,且工艺复杂,成本高;模板聚合法、相分离法、自组装法生产胶原纳米纤维的技术和机理尚处于实验室研究阶段,不具备规模化生产和广泛应用的技术水平;静电纺丝(以下简称“电纺”)法是纳米纤维成型便捷有效的方法,它操作简单、原料适应性广,与其他的纺丝技术相比,电纺技术制备的纳米纤维具有亚微米/纳米尺度直径、高比表面积、合适的孔隙率,同时,该纳米纤维具有易表面处理、可调纤维尺寸等优点[9]。胶原天然安全、来源丰富,是电纺中经济、环保和可持续性的原料。近年来,胶原及其衍生的纳米纤维材料的发展受到了广泛关注[10]。2001年,Huang等[11]首次利用聚环氧乙烷(PEO)溶解Ⅰ型胶原进行电纺,得到了直径在100~150 nm的均匀纳米纤维,并掀起了利用电纺技术研发胶原基纳米纤维的浪潮。2002年,Matthews等[12]分别将牛皮Ⅰ型胶原以及人体胚胎Ⅰ型和Ⅲ型胶原溶解在六氟异丙醇(HFIP)中,电纺得到了胶原纳米纤维。他们亦将Ⅱ型鸡胸软骨胶原和弹性蛋白混合电纺,制成微纤维和纳米纤维支架,初步探索胶原共混纳米纤维构建血管移植物方面的可行性[13]。2005年,Venugopal等[14]制备了纤维直径在300~700 nm的可生物降解的聚己内酯/胶原纳米纤维,说明合成高分子材料和胶原可以进行共混纺丝。研究者通过配制稳定的溶剂体系和筛选合适的胶原共混复合体系等方法来改善天然胶原存在的不足,进而改变胶原形状、直径、孔隙率、降解速率、表面积大小,提高胶原性能,以期获得合适的胶原基纳米纤维产品。

    胶原家族包括超过30种不同的基因产物,它们组装成目前发现的29种遗传上不同的胶原类型[15, 16],根据胶原是否能成纤维,可以大致分为:(1)成纤维胶原,包括Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、Ⅴ、Ⅺ、ⅩⅩⅣ以及ⅩⅩⅦ型胶原[17];(2)非成纤维胶原,包括Ⅹ型胶原[18]、ⅩⅩⅤ型胶原[19]、ⅩⅧ型胶原[20]、ⅩⅩⅥ型胶原[21]、ⅩⅩⅧ型胶原等[22]。成纤维胶原是构成骨骼、软骨、肌腱、皮肤和肌肉中胶原基本组成部分的主要类型,具有胶原特有的三螺旋结构。其中,Ⅰ型胶原是由两条α1链和一条α2链形成原纤维组成,广泛存在于肌腱、皮肤、骨、角膜、血管和韧带等组织中;Ⅱ型胶原由三个特定的α1(Ⅱ)链组成,形成直径小于80nm的原纤维,Ⅱ型胶原比Ⅰ型胶原弹性更强,常在软骨组织、玻璃体、髓核中发现;Ⅲ型胶原由3个α1(Ⅲ)链组成,存在于胚胎真皮、韧带、血管和内部器官的皮肤,常与Ⅰ型胶原共同分布;Ⅴ型胶原由α1(Ⅴ)和α2(Ⅴ)链组成,存在于许多组织包括血管壁、滑膜、角膜、肌腱、肺、骨骼、软骨、骨骼肌以及毛发中,常与Ⅰ型胶原在孔隙组织中共同分布或与Ⅱ型胶原在关节软骨中共存,与Ⅰ型、Ⅲ型形成混合纤维;Ⅺ型胶原分布于软骨组织直径小于25nm的细纤维中,常与Ⅱ型胶原结合,与Ⅴ型胶原有许多相似的生理特点[23]。在胶原电纺中研究最多、用途最广的是Ⅰ、Ⅱ和Ⅱ型胶原[24],一般来源为猪、牛、鱼和鸡等,通过电纺技术可以制备直径为1000nm~5μm的Ⅰ型胶原纳米纤维、直径为20~200 nm的Ⅱ型胶原纳米纤维和100~1000 nm的Ⅲ型胶原纳米纤维[25]

    在胶原单独电纺过程中,溶剂体系起着至关重要的作用。一方面,溶剂溶解胶原,使胶原溶液形成带电射流;其后溶剂快速气化,形成胶原纤维;另一方面,由于胶原分子内、分子间氢键、离子键、范德华力以及疏水键非常强,胶原难以溶解,需使用有机溶剂来改变胶原分子排布状态,使其延展后进行拉伸与缠绕以进行电纺。常用的溶剂有乙酸、乙醇、氟代醇等。

    2.1.1   乙酸作为溶剂

    乙酸是胶原电纺最常用的溶剂,其具有很强的乳化性,能与水以任意比例互溶。乙酸通过将胶原分子间Schiff键破坏,引起纤维组织膨胀,进而溶解胶原。在乙酸中,胶原能保持天然的三螺旋结构,该结构是胶原具有生物活性的前提和基础[26]。石鑫[27]将Ⅰ型胶原溶解在乙酸中,经电纺可以制备平均直径为79.1±27.8nm的胶原纤维薄膜,通过实验分析发现,在乙酸浓度一定的条件下,胶原的可纺性以及纤维平均直径随胶原浓度的增加而增加,所得胶原纳米纤维存在完整的三螺旋结构。Corre-Bordes等[28]利用乙酸溶解Ⅰ型鱼皮胶原制备成胶原纳米纤维,并测试其对纳米纤维形态形成的影响。结果表明,胶原在乙酸中可纺性范围较广,并且质量分数越高,溶剂分数越小,凝固时间就越短,就容易形成微纤维和大纤维;同时,制备的酸溶性海洋胶原具有天然三螺旋结构和完整的端肽。Tenchurin等[29]电纺Ⅰ型牛皮胶原支架时将胶原溶解在乙酸中,通过调节乙酸的浓度来改变分子间键作用力从而获得胶原分散体系最佳粘度,最终获得直径在100~700 nm的胶原纳米纤维。

    对于胶原/乙酸体系来说,乙酸的浓度是进行电纺的关键。乙酸浓度较低时,胶原微球的形成比纤维的形成更为明显;乙酸浓度较高时,由于酸的蒸发速率较慢,同时与胶原的亲和力较强,胶原纤维容易沉积[30]。所以,一般使用酸性溶剂时往往加入一些中性盐以诱导蛋白质分子间的疏水相互作用,从而促进纤维的连续产生[31]

    2.1.2   乙醇作为溶剂

    乙醇亦是胶原电纺常用的有机溶剂。在胶原水溶液中加入乙醇,胶原亲水端与水相溶,而疏水端与乙醇相溶,形成稳定溶剂体系保护胶原结构[32]。Kitsara等[33]将不同类型胶原溶解在由缓冲液和乙醇组成的溶剂体系中电纺,制备了均匀、连续的胶原纳米纤维。实验结果表明,电纺后的胶原结构保持完整且具有良好的生物相容性。Dong等[34]采用电纺法制备Ⅰ型/Ⅲ型胶原纳米纤维支架时发现,乙醇和磷酸盐缓冲液(PBS)的溶剂体系对纺丝的形成非常有效,乙醇与盐作用会增加胶原在溶液体系中的溶解度,并且经过该溶剂体系溶解和电纺后,胶原三螺旋外部的氨基酸残基之间的疏水相互作用和氢键保持原纤维结构。Bak等[35]用乙醇和PBS组成电纺溶剂,并考察了溶剂组成对Ⅰ型胶原纳米纤维的影响。结果显示,乙醇含量减少会使纺丝液射流表面排斥力增加而导致纤维直径减小;相反,乙醇含量增加则会使纤维稳定性及平均直径增加。乙醇作为溶剂可以保护胶原三螺旋结构,以提高胶原纤维的断裂强度;但遗憾的是,使用乙醇时往往可能会因为粘度过低难以进行电纺。

    2.1.3   氟代醇作为溶剂

    氟代醇具有溶解性好、亲和力强等特点,是良好的电纺溶剂。氟代醇的加入利于溶剂体系内聚合物的充分延展,由于分子相互作用(酰胺和氨基),使得胶原纤维表面平坦、形成更有效[36]。在纤维形成后,由于氟代醇沸点低,可以完全蒸发,不会留下任何残留物,促进了胶原纤维在基本干燥状态下的沉积。HFIP密度高、粘度低、表面张力低,是一种高极性的溶剂,可与水或大多数有机溶剂以任意比例互溶,热稳定性好,这些特性使HFIP成为一种理想溶剂。李晓龙等[37]以Ⅰ型牛跟腱胶原为原材料、HFIP为溶剂,通过电纺技术制备胶原纳米纤维膜。实验发现,HFIP可明显改善胶原的成纤维能力,而且其可以通过与胶原的氢键作用使得制备的纳米纤维直径发生改变。Carlisle等[38]将Ⅰ型牛皮胶原溶解在HFIP中制备胶原纳米纤维,所得纤维外观均匀,延展性增强,平均直径为600nm,该纤维具有良好的细胞粘附和材料性能。Yang等[39]将Ⅰ型牛皮胶原溶解在HFIP中电纺制备了直径为100~600 nm的胶原纳米纤维。

    虽然氟代醇在胶原电纺中可使胶原纤维结构更加均匀,但其价格昂贵、具有一定的毒性,并不适合材料的大规模加工使用。此外,在一定程度上其氟甲基和醇羟基与极性和非极性氨基酸侧基的强相互作用易使胶原的氢键断裂,破坏其三螺旋结构,使之变性为随机螺旋[40],也不适合用于此类胶原基材料规模化生产。

    2.1.4   其他溶剂

    由于溶剂残留对细胞培养会产生影响,为了避免潜在毒性并保留胶原的生物活性,除了上述溶剂外,科研工作者一直探索新型的电纺溶剂。Buerck等[41]采用PBS代替氟代醇溶解Ⅰ型牛皮胶原,研究发现,PBS不仅能克服水的表面张力还能稳定泰勒锥,制备的胶原纳米纤维生物相容性良好。但也有研究表明,高浓度的PBS会导致胶原凝胶化,导致喷丝口堵塞[42]。Elamparithi等[43]使用二甲亚砜(DMSO)/乙酸混合溶剂体系制备Ⅰ型鱼源胶原溶液进行电纺,所制备的胶原纳米纤维维持了胶原天然结构并具有良好的生物活性,纤维直径在200~1100 nm,可作为组织构建体。Turker等[44]采用聚乙烯吡咯烷酮(PVP)溶解Ⅰ型胶原进行电纺,结果显示,PVP不与胶原发生反应可以完全去除,其还能促进胶原的电纺丝,使电纺支架呈现出无珠光滑的纤维,具有相互连接的多孔结构。

    胶原单独电纺的影响因素有很多,人们电纺时可以通过这些因素调节纳米纤维的形成、结构与形态,而获得不同的直径和孔隙率。

    2.2.1   胶原来源

    电纺胶原的来源决定了纤维的自身结构特性。Zhang等[45]研究了不同来源胶原形成原纤维的能力,他们发现与Ⅰ型猪腱胶原相比,鱼鳔和鱼皮可更快地形成较厚的原纤维。Matthews等[11]也发现电纺胶原的结构特性随来源组织(Ⅰ型牛皮与Ⅰ型人胎盘)及种型(Ⅰ型牛皮与Ⅲ型牛皮)的变化而变化,它们影响着电纺过程中原纤维的形成:Ⅰ型牛皮胶原比Ⅰ型胚胎胶原产生的纤维直径更加均匀;Ⅲ型牛皮胶原产生的纤维平均直径为250±150 nm,而Ⅰ型牛皮胶原产生的则为390±290nm。

    2.2.2   纺丝液的物理性质

    胶原纺丝液物理性质,包括粘度、电导率、表面张力等,是决定其是否能成功纺丝的基础。纺丝液的粘度是影响纳米纤维直径和形态的直接因素。在粘度较低时,聚合物链缠结的程度通常较低,粘弹力无法抵消较高的库仑张力,射流在溶剂蒸发之前塌陷,形成小水滴或珠状聚合物[46]。当溶液粘度过高至阻塞毛细管流动的程度,溶液易发生干燥,导致形成局部凝胶,从而阻止其形成适当的泰勒锥,不能均匀成丝。粘度主要由浓度决定,研究表明,溶解在相同溶剂中的Ⅰ、Ⅱ和Ⅲ型胶原其纺丝液浓度和平均纤维直径之间呈现线性关系[47]。Matthews等[12]在制备Ⅱ型胶原电纺纤维时发现,纤维直径取决于溶液中Ⅱ型胶原浓度,浓度越高,粘度越大,直径也就越大。Barnes等[48]在HFP中制备Ⅲ型人胚胎胶原纳米纤维,成功获得了纤维直径为250±150nm的纤维,并且也证明了纤维平均直径和平均孔径随胶原粘度的增加而增加。Bi等[49]用Ⅰ型罗非鱼皮胶原制备胶原纳米纤维材料,在浓度分别为11%、18%、25%时得到了长而均匀的胶原纳米纤维;但在浓度为43%时,溶液粘度过高,无法得到均匀的纤维。Knapp[50]用Ⅱ型牛软骨胶原溶解在HFP中制备了仿生软骨纤维材料,分别考察浓度为0.06、0.08、0.10、0.12 g/mL的电纺胶原的纤维直径及孔径大小,结果发现,胶原纳米纤维直径和孔径都随着浓度的增加而增大,但当浓度增加到一定程度时,纺丝液粘度过大而导致射流太厚重无法进行电纺。同样有研究表明,在制备Ⅲ型胶原纳米纤维时,当胶原浓度高于80mg/mL时其粘度太大会产生细小的纤维碎片以及一些带状纤维[51]。对于不同溶剂的胶原纺丝液来说,溶剂的性质也会影响其物理性质,例如,李晓龙等[37]通过研究Ⅰ型牛跟腱胶原可纺性时分析发现,与乙酸/水溶剂体系相比,HFIP具有较低的表面张力和极性,使得射流更容易断裂;乙酸和水的溶剂体系的可纺范围要比HFIP作为溶剂时的可纺范围广。

    电导率的大小反映了电荷流动难易程度,决定了电荷迁移到纺丝液表面的能力,当纺丝液具有足够高的电荷密度,使得射流喷出,则可以获得连续的纳米纤维。电导率过低会导致流体延展不足,过高则导致流体不会拉伸。Wang等[52]在电纺时测试了纺丝液的溶液特性,实验表明,电导率的降低使得带电的泰勒锥更加致密或减少了纺丝液对胶原的纵向拉伸作用,在很大程度上增加了电纺纤维的直径。Tan等[53]研究了工艺参数对电纺纤维形态的影响,结果表明,当纺丝液的电导率增加时,电纺纤维的直径显著下降;而降低电导率会导致喷出的射流伸长不足,出现珠状的不均匀纤维。

    表面张力是胶原在水溶液中形成珠粒的重要因素,只有当施加到纺丝液流体的电场强度超过纺丝液表面张力时才可进行电纺。表面张力的降低有利于形成光滑的纳米纤维,Yang等[54]研究发现,不同的溶剂会产生不同的表面张力,并且,在不改变浓度的情况下降低溶液的表面张力,可以将串珠纤维转化为光滑纤维。Dong等[55]通过使用PBS/乙醇溶液体系对Ⅰ型胶原进行电纺发现,溶剂系统的高表面张力会使胶原难以电纺,而具有高表面张力的溶剂还会促使沿较细、较小纤维形成球珠。

    2.2.3   电纺装置的工艺参数

    电纺装置一般包括高压电源、喷丝头(注射泵)和纤维接收装置,电压、溶液流速和纤维接收距离等参数是影响电纺纤维结构、形态等综合结果的重要因素。

    (1) 电压。电压是影响胶原电纺纤维的首要因素,采用的电压一般为10~30 kV[13, 38, 28]。电压的增加或减小可导致电荷密度的增加或减小,使得射流受更大或更小的库仑拉力而拉伸,这通常导致纤维直径的增大或者减小。电压对于电纺纤维造成的影响大致表现为两个方面:当电压过低时,胶原纤维未被充分拉伸,所制得的胶原纤维不均匀;当电压过高时,胶原纤维变粗,且不稳定。因此,不同胶原需要的电压不同。Yang等[39]用Ⅰ型牛皮胶原制备了直径在100~600 nm的电纺丝胶原纤维,电纺过程中发现,在19~21 kV时,可以连续稳定地制备胶原纳米纤维。石鑫[27]用电纺技术制备Ⅰ型胶原电纺膜,在电压10~15 kV之间进行调整时,可使得电纺处于稳定状态。Knapp[50]制备Ⅱ型牛骨胶原电纺纳米纤维支架时则采用了20kV的电压。

    (2) 溶液流速。溶液的流速也就是喷丝头的供液或输液速度,决定了纤维形态和喷丝量。在电纺过程中,纺丝液以一定的速率输送到喷丝头,在电场的作用下,纺丝液形成泰勒锥,从泰勒锥顶点喷出带电射流,随着溶剂的蒸发,最后形成纤维。由于胶原在各溶剂体系中亲水性不同,需给予合适的溶液供给速度才能电纺出理想的胶原纳米纤维,一般流速在0.1~5 mL/h[3, 29, 42]。Matthews等[12]发现,可以控制溶液流速以产生更均匀的胶原纳米纤维,当以大约5mL/h的速度将胶原溶液输送到电场中时,纤维形成效果最佳;而在较慢的输送速度下,纤维的形成不均匀。溶液的流速应适当控制,如果过低,就不能得到连续的纤维;如果过高,溶液中的溶剂来不及挥发,纤维就会粘在一起。Doshi等[56]研究流速对纤维形成的影响时发现,当流速小于0.35mL/h时,未形成泰勒锥;当流速大于0.50mL/h时,观察到不止一个射流,泰勒锥不稳定,且随着流速的增加,溶剂不易蒸发。

    (3) 纤维接收距离。聚合物链相互作用可通过流体在电场中向纤维接收装置施加的拉力而引起抗缠结或取向从而改变纤维直径。纤维接收距离是射流从喷丝头到纤维接收装置的距离,一般在5~30 cm[27, 33, 39]。距离对电纺纤维的影响是:距离太近,溶剂挥发不充分,纳米纤维没有形成,则导致纤维内部有粘连;距离太远,射流就无法到达收集器,则无法形成连续的纤维。适当的距离可以使纤维呈现三维的网状结构。例如,Chen等[57]采用电纺法通过调节纤维接收距离制备出不同直径的连续纳米纤维,当接收距离分别为9、12、15 cm时,纺丝后的纳米纤维直径分别为37~203、55~222和40~259 nm。Bak等[35]电纺时设置接收距离为15cm,成功制备了生物相容性良好的Ⅰ型胶原纳米纤维。

    2.2.4   环境因素

    在实际生产实践中,往往是多个因素共同影响着纺丝的结果,除了胶原和溶液本身以及电纺工艺参数的影响外,环境因素如温度、湿度等也会对胶原电纺结果有直接影响。温度升高有时会使胶原产生“剪切变稀”现象,降低了胶原的粘度,从而使得电纺进行得更加顺利,有利于产生直径较小的纤维,但也有可能使溶剂更快地蒸发。胶原是天然聚合物,对温度变化非常敏感,低温可能会影响其自身组织形成原纤维结构的这一自然过程。Kazanci等[30]探讨了温度对电纺而成的胶原纳米纤维折叠性能的影响,结果表明,只要把温度从25℃降低到15℃,就可以将胶原的折叠比例提高1.5倍。Tenchurin等[29]发现,胶原溶剂体系在25~30 ℃的温度范围内结构较稳定。此外,湿度则决定了孔隙的分布和大小:湿度增加,空气中小分子水在纤维表面生成微小孔,为氧分子的扩散提供分子级通道,导致孔隙数量的增加[58];同时,在较高湿度下纤维表面会形成较高的静电电荷密度,更倾向于形成较粗的纤维,再加上溶剂不易蒸发,就会使沉积的纤维之间形成黏连。Chen等[59]在制备胶原纳米支架时发现,纳米纤维在水中可以膨胀,在高湿度的环境中,电纺纤维甚至能够逐渐在纤维连接处形成节点,导致带珠细纤维的形成。Bak等[35]考察了不同湿度对胶原纳米纤维的影响,结果显示,在相对湿度为60%下纺得的胶原纳米纤维出现串珠形态,但在30%下则出现稀少或没有出现珠状纤维。

    在具体的生产过程中,需结合考虑各因素对胶原电纺效果的影响,根据生产的需要,筛选出合适的胶原电纺综合方案。

    胶原是一种具有三螺旋结构的蛋白质,高温下容易失活变性,胶原纳米纤维由于缺乏分子间和分子内的交联表现出可纺性差、机械强度低、易降解等缺点。通常使用高分子材料来增强和改善纤维材料的性能。胶原与高分子材料混合有望开发出具有高孔隙率、高比表面积和高机械性能的胶原基纳米纤维材料[60]。用于共混的高分子材料主要包括天然高分子材料与合成高分子材料。

    3.1.1   胶原与天然高分子材料的共混纺丝

    天然高分子源于动植物,具有生物相容性好、可生物降解、安全无毒等特点。胶原与天然高分子电纺制备的复合纳米纤维不仅保留了胶原良好的生物相容性,而且还改善了胶原纳米纤维的机械性能,增加了胶原纳米纤维的功能。蛋白质和多糖是常用于胶原共混电纺的天然高分子材料。

    (1) 胶原与蛋白质的共混纺丝。天然高分子蛋白质强度和柔韧性高,对水和氧具有良好的渗透性、并具有良好的稳定性和自组装性等[61]。与胶原共混的蛋白质主要有丝素蛋白和弹性蛋白。

    丝素蛋白(Silk fibroin,SF)是从蚕丝中提取的一种天然高分子纤维蛋白,由于具有与胶原相似的生理特征和结构特点,SF与胶原的复合纤维具有较均一的形貌[62],是胶原共混的重要材料。Zhu[63]将SF和Ⅰ型胶原电纺获得Col/SF纳米纤维电纺基材,结果表明,该纤维不仅具有良好的拉伸强度、弹性和生物相容性,而且可以诱导干细胞的极化和神经活性。Zhou等[64]通过电纺制备了Col/SF管状支架,研究发现,纤维平均直径随胶原含量的增加而增加,所有支架均保持无珠且均匀的纤维形态,具有良好的保水性,并显示出大于70%的吸水能力,是用于血管组织工程支架的优良基材。类似地,Chomachayi等[65]将不同比例SF和胶原衍生物在甲酸中电纺获得无珠的聚合物纳米纤维电纺基材。在SF中添加胶原衍生物可以增加纳米纤维的直径、孔径,二者形成紧密的结构,还可以增加结晶度和分子取向,极大地改善了其机械性能和在水中的稳定性。

    弹性蛋白(Elastin)是细胞外基质蛋白,与胶原复合后形成的胶原弹性蛋白复合纤维可应用到血管移植材料中。例如,Buttafoco等[66]将Ⅰ型牛皮胶原溶液和牛颈韧带的弹性蛋白共混,采用电纺法制备成胶原支架,弹性蛋白含量的增加使得纤维直径从220nm增加到600nm,并且该网状结构支架具有高孔隙率和高表面积等特点,可适用于血管组织工程。Vazquez等[67]将鸡皮胶原与弹性蛋白的结合物通过电纺技术成功制成电纺丝,弹性蛋白的加入使得纳米纤维直径变小,所获得的直径小于100nm的无毒副作用鸡皮胶原/弹性蛋白纤维可用于皮肤组织工程的支架。Rnjak-Kovacina等[68]将Ⅰ型羊源胶原与弹性蛋白共混制备支架,研究证明,增加胶原的含量会导致纤维变宽:当仅有弹性蛋白时(100 :0),纤维平均直径为2.1±0.5μm,随着胶原比例由80 :20、60 :40增加到50 :50,平均直径由3.2±1.0μm、3.8±1.1μm增加到6.5±1.7μm。

    (2) 胶原与多糖的共混纺丝。多糖亦是胶原共混纺丝的重要材料,胶原分子上的羟基、氨基和羧基可以和多糖上羧基、氨基形成氢键,实现良好的共混。加入多糖会使胶原纤维分散和扩散,改变了胶原纤维的有序交错结构,从而改善胶原性能[69]。常见的多糖有壳聚糖、硫酸软骨素(Chondroitin sulfate)等。Chen等[70]采用电纺法制备了胶原/壳聚糖复合纤维,该纤维机械性能好,生物相容性良好,可作为伤口敷料基材和药物输送载体。Zhong等[71]将Ⅰ型牛皮胶原和硫酸软骨素糖胺聚糖(Glycosaminoglycan,GAG)进行电纺,获得了平均直径为269nm的Col-GAG支架,该支架具有均匀的纳米纤维结构,材料表面极性基团增加,使得细胞更好地附着和增殖,其稳定的生物相容性也可为组织形成/生物合成提供更好的环境。Chen等[72]将Ⅰ型海洋源胶原与壳聚糖共混在HFIP和三氟乙酸(TFA)中电纺获得了胶原/壳聚糖复合纤维,复合纳米纤维具有更高的拉伸比,其直径随壳聚糖含量的增加而减小:当壳聚糖含量为20%、50%和80%时,纤维的直径分别为691±376、515±253和434±263 nm。良好的相容性使得该纳米纤维具有出色的细胞增殖效果,可用于组织工程仿生纳米结构支架。

    (3) 胶原与其他物质的共混纺丝。除了蛋白质和多糖类外,研究者发现还有很多天然材料包括植物提取物、羟基磷灰石(HA)、神经类物质等可用于与胶原的共混电纺。这些材料不仅改善胶原的机械性能,同时也会产生一定的生物功能。例如,宋学文等[73]制备了含红景天苷(Salidroside)药物的胶原复合神经导管,该胶原导管可以调控红景天苷的释放,促进缺损神经再生,对运动功能的重建具有一定的作用。Jing等[74]采用电纺法分别制备了胶原纳米纤维和HA/Col复合纤维,研究发现,填充HA的纳米复合纤维在强度、应变和韧性方面均优于胶原纤维。Dhand等[75]将含儿茶酚胺(Catecholamine,CA)和碳酸铵的胶原通过电纺制备骨样复合结构,研究表明,CA和碳酸铵中的钙离子会诱导胶原纳米纤维的交联,获得的复合纳米纤维的机械性能更柔软。

    综上,胶原与天然高分子的共混纺丝深受关注。一方面,与天然高分子的共混会使得复合纳米材料在医学上有更好的应用效果;另一方面,这些天然高分子的加入会增加胶原的强度、韧性等,使纳米复合材料具有优异的机械性能。

    3.1.2   胶原与合成高分子材料的共混纺丝

    人工合成的生物高分子材料具有价格便宜、化学稳定性好、机械性能良好、生产重复性好等特点[76],尤其有较好的亲水性和成膜性,可以与胶原实现良好共混,又可以提高和改善胶原本身的机械性能,是胶原电纺另一种重要的材料来源。与胶原共混常见的合成高分子材料有聚乳酸(PLA)类、生物聚酯类、聚醚类以及热塑性聚氨酯(TPU)类高分子。Zhang等[77]用胶原和PLA制备了纳米纤维支架,与胶原支架相比,细胞在Col/PLA纤维支架上表现出更强的成骨分化。Brown等[78]制备胶原/聚乳酸-羟基乙酸共聚物(PLGA)三维纳米纤维支架,该支架具有高度多孔结构,可增强人类原代肝细胞的合成活性,有助于改善原代肝细胞的合成功能。Kim等[79]利用电纺制备了聚己内酯(PCL)/胶原纳米纤维支架,其具有足够的机械强度和良好的透明度以作为人工角膜基质用于眼部组织的损伤治疗。Theisen等[80]制备了由左旋聚乳酸(PLLA)/胶原组成的纳米纤维支架,研究发现,Ⅰ型胶原比例的增加会导致纤维直径的减小,且PLLA不会影响Ⅰ型和Ⅲ型胶原自身特性和基因表达,使其具有良好的生物相容性。Chen等[81]采用电纺技术制备高孔隙率的功能化核-壳结构的胶原/TPU的纳米材料,二者可形成稳定的共混体系,TPU的加入可以提高Col/TPU复合纳米纤维的拉伸强度。

    胶原来源、纺丝液的物理性质、环境因素、电纺装置的工艺参数亦是胶原共混电纺重要的影响因素。此外,胶原与共混物的比例也是决定其能否形成理想的纳米纤维的重要影响因素。

    胶原与高分子材料共混时,它们共同决定着共混纳米纤维的形态和性能,适当的共混比例可以使纺丝液具有足够的分子链缠结,保证溶液具有合适的物理性质。笔者课题组利用Ⅰ型鱼皮胶原和多糖溶解在乙酸溶液中制备了胶原复合纳米纤维膜(图 1,(a)、(b)分别是较高胶原比例和较高多糖比例下制备的胶原纳米纤维的SEM照片)。当多糖比例较低时(图 1(a)),粘度较小,较低的粘弹力无法克服库仑张力,出现很多趋向于液滴状的纺锤体使纤维不均匀;当胶原比例较低时(图 1(b)),多糖比例增加,粘度增大,多糖增加了聚合物的链缠结,可纺纤维出现,胶原复合纳米纤维均匀且连续。

    图 1

    图 1.  不同共混比下胶原复合纳米纤维膜的SEM显微照片

    (a)较高胶原比例;(b)较高多糖比例

    Figure 1.  SEM micrographs of collagen composite nanofiber membrane with different blending composition ratios

    通过调节共混物和胶原之间的比例可以获得不同性能的纳米纤维。Prabhakaran等[82]采用电纺制备了聚羟基丁酸戊酸共聚酯(PHBV)/胶原复合纳米纤维。当PHBV和Col比例为50 :50,纳米纤维拉伸强度为2.17±0.27MPa;当比例为75 :25时,纳米纤维拉伸强度则提高为2.60±0.18MPa。Li等[83]用聚乙烯醇(PVA)和Ⅰ型鼠尾胶原制备电纺纳米纤维,实验发现,可通过改变溶液参数和电纺参数来控制纳米纤维的形态,当PVA :Col为1 :1时,胶原过多,可纺性差,纳米纤维表面显示出纺锤状的珠粒;随着溶液中胶原比例的减少,纺锤状珠粒消失,纳米纤维均匀且光滑。Aguirre-Chagala等[84]将PCL、弹性蛋白和Ⅰ型牛跟腱胶原共混制备了电纺支架,对不同胶原比例下的纳米纤维进行了形态学比较研究,当胶原比例为20%时,细小纤维的密度高于粗纤维的密度;当比例增大并到一定程度时,细小纤维可能趋向合并成粗纤维。

    胶原具有良好的生物相容性、低抗原性及高安全性,已成为生物医学材料领域的优良原料。利用电纺技术制备的胶原基纳米纤维是具有多孔微纳米结构的纤维材料,具有良好的机械性能和出色的生物相容性。胶原基纳米纤维生物医用材料已成为最具应用前景的功能性材料之一,具有巨大的市场前景[85]。胶原基纳米纤维材料在医学领域的应用主要包括组织工程及修复材料(皮肤、肌腱、血管、神经和骨再生领域、软骨修复材料、生物膜材料)、止血材料和创口敷料、药物输送和缓释材料等方面。

    4.1.1   胶原基纳米纤维应用于组织工程及修复材料

    胶原具有促进和诱导细胞增殖和分化的作用,当胶原纳米纤维连续堆积在一起时,就形成了比表面积大、孔隙率小的网络状纳米纤维空间结构,其可以在一定程度上模拟天然细胞外基质(ECM)的结构与功能,为细胞生长、增殖和分化提供理想的微环境[87];同时,胶原基纳米纤维有利于细胞的粘附、生长和迁移,可作为修复材料,促进新组织的生长(见表 1)。

    表 1

    表 1  胶原基纳米纤维在组织工程及修复材料方面的应用
    Table 1.  The application of collagen-based nanofibers in tissue engineering and repair materials
    下载: 导出CSV
    名称 用途 文献
    Ⅰ型胶原支架 用于半月形状骨修复 [30]
    PLLCL/Ⅰ型胶原仿生支架 用于培养3D细胞 [44]
    胶原纳米纤维心脏贴片 用于心肌细胞支持物和载体,心肌修复 [33]
    胶原/丝素蛋白生物相容性支架 用于加速干细胞的神经分化 [59]
    丝素蛋白/胶原管状支架 用于血管组织工程 [60]
    Ⅰ型鸡皮胶原/弹性蛋白支架 用于皮肤修复 [63]
    Col-GAG支架 用于软组织工程 [67]
    胶原-壳聚糖双组分支架 用于修复和再生血管和神经 [68]
    Ⅱ型牛软骨纳米纤维支架 用于软骨再生仿生材料 [50]
    红景天苷/Col/PCL神经导管 用于坐骨神经修复 [73]
    胶原/羟基磷灰石复合纳米纤维 用于骨再生工程 [74]
    PCL/Col 3D半球形透明支架 用于角膜修复 [79]
    PLLA/Col共混纳米纤维支架 用于肌腱修复 [80]
    多层立体聚乳酸/胶原膜 用于支持和引导细胞生长 [86]
    4.1.2   胶原基纳米纤维应用于止血材料和创口敷料

    胶原纳米纤维可促进血小板凝聚和血浆结块,其作为止血材料和敷料具有吸液率高、半渗透性好和止血效果好等优点。胶原纳米纤维与其他生物活性组分一起使用时,还具有协同效应。例如,Zhou等[88]通过电纺技术制备了罗非鱼胶原纳米纤维,该纤维能促进了人角质形成细胞的粘附、增殖和分化,可快速地促进皮肤伤口愈合;Tabor等[89]使用富血小板血浆(PRP)和胶原纳米纤维相结合的敷料疗法治疗小鼠伤口,实验证明,PRP/Col纳米纤维治疗的创口闭合百分比高达86±11%,且胶原纳米纤维支架可在PRP内激活血小板。

    4.1.3   胶原基纳米纤维应用于药物输送和缓释材料

    药物递送的材料通常需要在较长的时间段内将药物分子释放到身体组织中,传统的材料不能有效控制释放且载药量较低。胶原基纳米纤维的纳米结构使其能够以均匀的方式吸收大量的药物分子,在制备过程中,可以对其尺寸和表面特性进行调控,以调节和控制活性成分的释放,从而使其成为高效的生物载药材料。Chen等[59]在电纺条件下用Ⅰ型牛跟腱胶原制备了生物可降解的载药PLGA/Col仿生纳米纤维结构膜。药物颗粒能均匀分布于胶原纤维中且能保持良好的生物活性,有利于药物的持续释放,可用于各种药物的长期供药。Liu等[90]将神经营养蛋白3(Neurotrophin-3,NT-3)和软骨素酶掺入胶原纳米纤维中进行脊髓损伤治疗,研究发现,胶原纳米纤维支架可以培养神经元并使神经突增生的时间更长,并且可以获得NT-3的持续释放。Barrientos等[91]制备了Ⅰ型胶原/PLA/药物电纺支架,与PLA/药物相比,加入胶原电纺后形成纳米纤维使疏水性增加,有助于将药物转变为持续释放行为。

    近年来,胶原纳米纤维被广泛地应用到生物医学材料等领域。随着生活水平的提高、消费结构的多元化和个性化,胶原纳米纤维产品的市场需求呈快速增长的趋势。然而,我国的胶原纳米纤维产业还处于初级阶段,未能形成以化妆品、高分子和生物医学材料等为主的胶原纳米纤维材料产业集群,产品无法满足广大消费者的需求。我国胶原纳米纤维材料行业研发存在的关键瓶颈问题是:(1)胶原纳米纤维产品质量控制标准低下,缺乏指导胶原/胶原纳米纤维产品生产的结构-毒性的标准和技术;无法监测胶原纳米纤维产品规模化生产加工过程中胶原结构的变化情况、残留溶剂的去除情况;无法精准指导胶原纳米纤维产品的加工生产,生产的产品安全性、质量、附加值都不高。(2)天然高分子原料匮乏问题是制约胶原纳米纤维产业发展的另一关键问题,天然高分子和胶原共混电纺所得纳米纤维安全性高、生物相容性好,是解决胶原纳米纤维产品安全性低、副作用大等缺点的重要手段。然而,目前科研工作者只挖掘出少量天然高分子材料,远远无法满足消费者的要求。

    针对这些问题,应该充分利用国内丰富生物资源的优势,促进我国生物资源的深度开发,为胶原纳米纤维产品的开发提供源源不断的备选天然高分子原料,进而开发出系列无毒副作用、高附加值的胶原纳米纤维产品。与此同时,科研工作者和企业家需重点研究电纺过程中溶剂、温度等环境因素诱导胶原纳米纤维形成动力学、胶原纳米纤维结构-性能关系等理论,并将该理论应用到胶原纳米纤维生产和质量控制上,建立严格的胶原纳米纤维产品的质量控制标准,实现胶原纳米纤维产品生产过程的全程控制,确保生产出高质量、无溶剂残留、高附加值的胶原纳米纤维产品,推动该产业的发展壮大。


    1. [1]

      吕成, 强书敏, 孙添添, 等.中国科学(生命科学), 2019, 49(5): 615~624.

    2. [2]

      韩淼, 李德荣, 袁柳青, 等.高分子学报, 2019, 50(4): 366~374.

    3. [3]

      Gu L S, Shan T T, Ma Y X, et al. Trends Biotechnol., 2019, 37(5): 464~491.

    4. [4]

      Shi Z, Li G, Hu Y. Chin. Chem. Lett., 2019, 30(9): 1600~1606.

    5. [5]

      王春亭.基于反应挤出阴离子聚合尼龙6微纳米纤维的制备与表征.江苏科技大学硕士学位论文, 2019.

    6. [6]

      付跃华.聚合物模板法制备稀土微纳米材料及其性能的研究.中北大学硕士学位论文, 2013.

    7. [7]

      Cho Y H, Kim S D, Kim J F, et al. J. Membr. Sci., 2019, 579: 329~341.

    8. [8]

      Bera T, Fang J. RSC Adv., 2013, 3(44): 21576~21581.

    9. [9]

      Dehnavi N, Parivar K, Goodarzi V. Polym. Adv. Technol., 2019, 30(9): 2192~2206.

    10. [10]

      Huang L, Apkarian R P, Elliot L C M D, et al. Scanning, 2001, 23(6): 372~375.

    11. [11]

      Matthews J A, Wnek G E, Simpson D G, et al. Biomacromolecules, 2002, 3(2): 232~238.

    12. [12]

      Matthews J A, Boland E D, Wnek G E, et al. J. Bioact. Compat. Polym., 2003, 18(2): 125~134.

    13. [13]

      Boland E D, Matthews J A, Pawlowski K J, et al. Front. Biosci., 2004, 9(2): 1422~1432.

    14. [14]

      Venugopal J, Ma L L, Yong T, et al. Cell Biol. Int., 2005, 29(10): 861~867.

    15. [15]

      Das P, DiVito M D, Wertheim J A, et al. Cell Biol. Int., 2020, 111: 110723.

    16. [16]

      Sorushanova A, Delgado L M, Wu Z, et al. Adv. Biomater., 2019, 31(1): 1801651.

    17. [17]

      Hjorten R, Hansen U, Underwood R A, et al. Bone, 2007, 41(4): 535~542.

    18. [18]

      Sutmuller M, Bruijn J A, Heer E D. Histol. Histopathol., 1997, 12(2): 557~566.

    19. [19]

      Suzuki T, Sasai A, Tsujimoto H, et al. STP Pharma Sci., 2020, 58: 101624.

    20. [20]

      Bretaud S, Guillon E, Karppinen S, et al. Matrix Biol. Plus, 2020, 6-7: 100023.

    21. [21]

      Sato K, Yomogida K, Wada T, et al. J. Biol. Chem., 2002, 277(40): 37678~37684.

    22. [22]

      Gebauer J M, Kobbe B, Paulsson M, et al. Matrix Biol., 2016, 49: 106~119.

    23. [23]

      Konomi H, Hayashi T, Nakayasu K, et al. Am. J. Pathol., 1984, 116(3): 417~426.

    24. [24]

      Barnes C P, Sell S A, Boland E D, et al. Adv. Drug Deliv. Rev., 2008, 59(14): 1413~1433.

    25. [25]

      Kumbar S G, James R, Nukavarapu S P, et al. Biomed. Mater., 2008, 3(3): 34002.

    26. [26]

      Burck J, Aras O, Bertinetti L, et al. J. Mol. Struct., 2018, 1151: 73~80.

    27. [27]

      石鑫.仿去上皮羊膜微纳结构壳聚糖改性胶原—透明质酸复合电纺膜的研制及其性能研究.浙江大学博士学位论文, 2013.

    28. [28]

      Corre-Bordes D L, Hofman K, Hall B. Int. J. Biol. Macromol., 2018, 112: 1289~1299.

    29. [29]

      Tenchurin T K, Belousov S I, Kiryukhin Y I, et al. J. Biomed. Mater. Res. A, 2019, 107: 312~318.

    30. [30]

      Kazanci M. Mater. Lett., 2014, 130(3): 223~226.

    31. [31]

      Li Y, Douglas E P. Colloids Surf. B, 2013, 112: 42~50.

    32. [32]

      Meng Z, Zheng X, Tang K, et al. Int. J. Biol. Macromol., 2012, 51(4): 440~448.

    33. [33]

      Kitsara M, Joanne P, Boitard S E, et al. Microelectron. Eng., 2015, 144: 46~50.

    34. [34]

      Dong B, O Arnoult, Smith M E, et al. Macromol. Rapid Commun., 2009, 30(7): 539~542.

    35. [35]

      Bak S Y, Yoon G J, Lee S W, et al. Mater. Lett., 2016, 181: 136~139.

    36. [36]

      Barrientos I J H, Paladino E, Peter S, et al. Int. J. Pharm., 2017, 531(1): 67~79.

    37. [37]

      李晓龙, 陈婷, 张兴群.食品与药品, 2016, 18(02): 83~86.

    38. [38]

      Carlisle C R, Coulais C, Guthold M. Acta Biomater., 2010, 6(8): 2997~3003.

    39. [39]

      Yang L, Fitie C F C, Werf K O V D, et al. Biomaterials, 2008, 29(8): 955~962.

    40. [40]

      Buck M. Q. Rev. Biophys., 1998, 31(3): 297~355.

    41. [41]

      Buerck J, Heissler S, Geckle U, et al. Langmuir, 2013, 29(5): 1562~1572.

    42. [42]

      Russell A E. Biochem. J., 1973, 131: 335.

    43. [43]

      Elamparithi A, Punnoose A M, Kuruvilla S. Artif. Cells Nanomed. Biotechnol., 2016, 44(5): 1318~1325.

    44. [44]

      Turker E, Yildiz U H, Arslan Y A. Int. J. Biol. Macromol., 2019, 139: 1054~1062.

    45. [45]

      Zhang X, Ookawa M, Tan Y, et al. Food Chem., 2014, 160: 305~312.

    46. [46]

      Jayaraman K, Kotaki M, Zhang Y, et al. J. Nanosci. Nanotechnol., 2004, 4: 52~65.

    47. [47]

      Sell S A, Wolfe P S, Garg K, et al. Polymes, 2010, 2(4): 522~553

    48. [48]

      Barnes C. Adv. Drug Deliv. Rev., 2007, 59: 1413~1433.

    49. [49]

      Bi C H, Li X H, Xin Q, et al. J. Biosci. Bioeng., 2019, 128(2): 234~240.

    50. [50]

      Knapp D C. The Extraction of Type Ⅱ Collagen and the Electrospinning of Nano-Fibrous Scaffolds. VCU (Virginia Commonwealth University) Theses and Dissertations, 2005, https://doi.org/10.25772/PB2D~GD48.

    51. [51]

      Sell S A, Mcclure M J, Garg K, et al. Adv. Drug Deliv. Rev., 2009, 61(12): 1007~1019.

    52. [52]

      Wang Q Q, Nandgaonkar A G, Cui J, et al. RSC Adv., 2014, 4(106): 61573~61579.

    53. [53]

      Tan S H, Inai R, Kotaki M, et al. Polymer, 2005, 46(16): 6128~6134.

    54. [54]

      Yang Q B, Li Z Y, Hong Y L, Y, et al. J. Polym. Sci. B, 2004, 27(20): 3721~3726.

    55. [55]

      Dong Z X, Wu Y Q, Clark R L. Langmuir, 2011, 27(20): 12417~12422.

    56. [56]

      Doshi J, Reneker D H. J. Electrost., 1995, 35(2-3): 151~160.

    57. [57]

      Chen D W, Hsu Y H, Liao J Y, et al. Int. J. Pharm., 2012, 430(1-2): 335~341.

    58. [58]

      Almetwally A A, El-Sakhawy M, Elshakankery M H, et al. J. Text. Assoc., 2017, 78(1): 5~14.

    59. [59]

      Chen Z G, Mo X M, He C L, Wang H S. Carbohydr. Polym., 2007, 72(3): 410~418.

    60. [60]

      Matthew J F, Wnek Gary E. Drug Deliv. Transl. Res., 2012, 2: 313~322.

    61. [61]

      Sakellari M, Chondrogianni N, Gonos E S. Biochem. Biophys. Res. Commun., 2019, 514(1): 224~230.

    62. [62]

      高宁萧, 吴晶, 刘勇.北京化工大学学报(自然科学版), 2018, 45(6): 21~28.

    63. [63]

      Zhu B. Ill. Inst. Technol., 2017, 78(10): 211.

    64. [64]

      Zhou J A, Cao C B, Ma X L, et al. Int. J. Biol. Macromol., 2010, 47(4): 514~519.

    65. [65]

      Chomachayi M D, Solouk A, Akbari S, et al. J. Biomed. Mater. Res. A, 2018, 106(4): 1092~1103.

    66. [66]

      Buttafoco L, Kolkman N G, Engbers-Buijtenhuijs P, et al. Biomaterials, 2006, 27(5): 724~734.

    67. [67]

      Vazquez J J, Martinez E S. J. Mater. Res., 2019, 34(16): 2819~2827.

    68. [68]

      Rnjak-Kovacina J, Wise S G, Li Z, et al. Acta Biomater., 2012, 8(10): 3714~3722.

    69. [69]

      付强, 李国英.中国皮革, 2007, 36(5): 22~25.

    70. [70]

      Chen Z G, Mo X M, He C L, et al. Carbohydr. Polym., 2007, 72(3): 410~418.

    71. [71]

      Zhong S P, Teo W E, Zhu X, et al. Mater. Sci. Eng. C, 2006, 27(2): 262~266.

    72. [72]

      Chen Z G, Wang P W, Wei B, et al. Acta Biomater., 2010, 6(2): 372~382.

    73. [73]

      宋学文, 魏彦明, 李根, 等.中国修复重建外科杂志, 2016, 30(5): 634~640.

    74. [74]

      Ji J, Bar-On B, Wagner H D. J. Mech. Behav. Biomed. Mater., 2012, 13: 185~193.

    75. [75]

      Dhand C, Ong S T, Dwivedi N, et al. Biomaterials, 2016, 104: 323~338.

    76. [76]

      王浩同.中国战略新兴产业, 2018(4): 172.

    77. [77]

      Zhang S F, Chen L K, Jiang Y Z, et al. Acta Biomater., 2013, 9(7): 7236~7247.

    78. [78]

      Brown J H, Das P, Michael D D, et al. Acta Biomater., 2018, 73: 217~227.

    79. [79]

      Kim J I, Kim J Y, Park C H. Sci. Rep., 2018, 8(1): 3424.

    80. [80]

      Theisen C, Fuchs-Winkelmann S, Knappstein K, et al. Biomed. Eng. OnLine, 2010, 9(1): 9.

    81. [81]

      Chen R, Huang C, Ke Q F, et al. Colloids Surf. B, 2010, 79(2): 315~325.

    82. [82]

      Prabhakaran M P, Vatankhah E, Ramakrishna S. Biotechnol. Bioeng., 2013, 110(10): 2775~2784.

    83. [83]

      Li X C, Yan S S, Dai J, et al. Colloids Surf. B, 2018, 162: 390~397.

    84. [84]

      Aguirre-Chagala Y E, Altuzar V, Leon-Sarabia E, et al. Mater. Sci. Eng. C, 2017, 76(6): 897~907.

    85. [85]

      Law J X, Liau L L, Saim A, et al. Tissue Eng. Regener. Med., 2017, 14: 699~718.

    86. [86]

      Kang Y, Chen P, Shi X T, et al. Polymer, 2018, 156: 250~260.

    87. [87]

      Xing H, Lee H, Luo L J. Biotechnol. Adv., 2019, 107: 549~559.

    88. [88]

      Zhou T, Wang N, Xue Y, et al. Colloids Surf. B, 2016, 143: 415~422.

    89. [89]

      Tabor A J, Robinson A, Pinto B I, et al. Clin. Res. Dermatol., 2016, 3(2): 1~8.

    90. [90]

      Liu T, Xu J, Chan B P, et al. J. Biomed. Mater. Res. A, 2012, 100(1): 236~242.

    91. [91]

      Barrientos I J H, Paladino E, Szabo P, et al. Int. J. Pharm., 2017, 531(1): 67~79.

  • 图 1  不同共混比下胶原复合纳米纤维膜的SEM显微照片

    Figure 1  SEM micrographs of collagen composite nanofiber membrane with different blending composition ratios

    (a)较高胶原比例;(b)较高多糖比例

    表 1  胶原基纳米纤维在组织工程及修复材料方面的应用

    Table 1.  The application of collagen-based nanofibers in tissue engineering and repair materials

    名称 用途 文献
    Ⅰ型胶原支架 用于半月形状骨修复 [30]
    PLLCL/Ⅰ型胶原仿生支架 用于培养3D细胞 [44]
    胶原纳米纤维心脏贴片 用于心肌细胞支持物和载体,心肌修复 [33]
    胶原/丝素蛋白生物相容性支架 用于加速干细胞的神经分化 [59]
    丝素蛋白/胶原管状支架 用于血管组织工程 [60]
    Ⅰ型鸡皮胶原/弹性蛋白支架 用于皮肤修复 [63]
    Col-GAG支架 用于软组织工程 [67]
    胶原-壳聚糖双组分支架 用于修复和再生血管和神经 [68]
    Ⅱ型牛软骨纳米纤维支架 用于软骨再生仿生材料 [50]
    红景天苷/Col/PCL神经导管 用于坐骨神经修复 [73]
    胶原/羟基磷灰石复合纳米纤维 用于骨再生工程 [74]
    PCL/Col 3D半球形透明支架 用于角膜修复 [79]
    PLLA/Col共混纳米纤维支架 用于肌腱修复 [80]
    多层立体聚乳酸/胶原膜 用于支持和引导细胞生长 [86]
    下载: 导出CSV
  • 加载中
计量
  • PDF下载量:  2
  • 文章访问数:  127
  • HTML全文浏览量:  40
文章相关
  • 发布日期:  2020-11-01
  • 收稿日期:  2020-05-11
  • 接受日期:  2020-07-01
通讯作者: 陈斌, bchen63@163.com
  • 1. 

    沈阳化工大学材料科学与工程学院 沈阳 110142

  1. 本站搜索
  2. 百度学术搜索
  3. 万方数据库搜索
  4. CNKI搜索

/

返回文章