静电纺药物负载与应用研究进展

李好义，王逸铭，丁 熙，张 毅，白静雨，李斐菲，张跃勇，杨卫民*

（1. 北京化工大学生物医用材料北京实验室，北京 100029；2. 北京化工大学机电工程学院，北京 100029；3. 北京化工大学艺术与设计系，北京 100029；4. 北京茗泽中和药物研究有限公司，北京 102629）

0 前言

微纳米纤维具有高孔隙率和高比表面积［1］，能具有较高载药量，因此是一种药物递送的多功能载体［2］。近年来，静电纺丝技术已成为微纳米纤维制备的常用方法，它利用聚合物溶液或熔体在强电场中进行喷射纺丝［3］，从而获得纤维结构。该工艺在生物医药、过滤、能源电池、催化等领域都具有广阔的应用前景［3-4］。

在制备载药的微纳米纤维方面，利用静电纺丝制备的纤维具有细度可调性，通过调整流速、电压、收集距离等工艺参数就能制备细度不一的纤维［5］，达到控制释放的目的。例如较粗的纤维能延长内部药物的释放路径［6］，实现缓释的目的，以提高患者的舒适性；较细的纤维能够提升药物的释放速度、终末释放度和生物利用度［7］。此外，静电纺丝载药纤维内药物大多以无定型形式存在，且药物与纤维形态类似固体分散体［8］，这种形态能提高药物溶解度，间接影响药物释放和人体吸收能力。

目前，静电纺载药微纳米纤维已经应用于透皮给药、黏膜给药、伤口敷料及组织工程等领域［9-11］。本文主要从静电纺载药纤维的制备技术、影响释放的因素、药物负载方式以及在给药领域的应用方面进行了介绍，并展望了静电纺丝载药的发展前景。

1 静电纺载药纤维的制备技术

静电纺丝技术在高压电场的环境下可以将聚合物从流动态变成超细纤维，近年来该技术在制备药物载体方面的优势已被证实。目前可用于静电纺载药纤维制备的基质材料主要有生物相容性好的壳聚糖（CS）、明胶（Gel）等天然材料，以及机械强度好的聚乙烯醇（PVA）、聚己内酯（PCL）、聚乳酸（PLA）、聚乙烯吡咯烷酮（PVP）等合成材料［12］。这些载药基质能成为溶液、乳液、熔体状态，分别通过溶液、乳液或熔体电纺在电场中成纤，得到具有高孔隙率和高比表面积的载药纤维膜［1］。静电纺载药纤维制备技术及特点如图1、表1所示。

表1 静电纺载药纤维制备技术的优缺点Tab.1 Advantages and disadvantages of electrospinning drug loaded fiber preparation technology

图1 静电纺载药纤维制备技术Fig.1 Preparation technology of electrospinning drug loaded fibers

1.1 溶液静电纺丝载药

溶液电纺是一种从带电溶液中喷出射流，经过溶剂挥发形成超细纤维的技术。该技术工艺简单且对材料的选择广泛，所以载药纤维大多数通过这种方式制备，但因其使用有毒溶剂［13］、产量低［14］、纤维易塌陷［15］，限制了溶液电纺载药纤维的进一步发展。因此绿色溶剂和无针喷头是溶液电纺的研究趋势。

Zhang 等［16］利用氯化胆碱和甘露糖配制无毒的天然深层共晶溶剂（DES），以水溶性PVA 为基质、成功制备了负载蜂蜜的载药电纺纤维，在24 h 内nih/3t3 和HepG 细胞能在此纤维上能保持90 %的细胞活力，同时PVA-DES-蜂蜜电纺纤维在促进伤口愈合方面的能力比对照组PVA-DES 纤维提升了约70 %。此外该纤维还能溶解于人工唾液，因此有望应用于口腔溃疡贴片领域。Laura 等［17］使用纳米蜘蛛设备进行了无针溶液电纺，该团队选择聚环氧乙烷（PEO）和羟丙基甲基纤维素（HPMC）制备了多种负载氯霉素（CAM）、β-葡聚糖（βG）、壳聚糖（CHI）的载药电纺纤维，其中负载CAM 的纤维在2 h 内均表现出初始突释，6 h 左右体外释放率均达到70 %左右，这表明此纤维能快速释放CAM，在治疗感染方面可快速达到有效浓度，并可以表现出明显的抗炎反应。Ramos 等［18］以四氢呋喃和二甲基亚砜为溶剂体系，制备了负载CAM 的PCL 溶液电纺纤维。该团队在高湿度（65 %）和低湿度（19 %）的条件下制备了多孔和无孔的PCL 载药纤维，经过体外释放实验发现多孔比无孔的纤维能多释放两倍的药物量，且早期有突释效果，这说明多孔的溶液电纺纤维能对药物的释放速率进行控制。但过多孔洞也降低了纤维的力学性能［19］，纤维结构不易保持，因此探究最优的孔洞量既能控制药物释放能力，也能保证纤维的形貌稳定性。

1.2 乳液静电纺丝载药

乳液电纺技术是将聚合物基质溶于油相，药物溶于水相，加入乳化剂后使载药水相均匀分散于聚合物油相，形成油（O）包水（W）的乳液，最后经过电场力牵伸与溶剂快速挥发制备出壳-核纤维的过程［20］，因此该技术制备的载药纤维具有药物缓释的效果。乳液电纺仅用单针喷头就能生产壳-核纤维，因此装置简单，但乳化剂会影响核壳的黏附性［21］，且乳液稳定性影响了纤维的缓释性能［22］，导致其配制要求较高。

Meera 等［23］利用PVA/羧甲基纤维素（CMC）、PVA/羟丙基纤维素（HPC）、PVA/壳聚糖（CH）、PVA/羧甲基淀粉（CMS）为聚合物基质，头孢氨苄（CEP）分别为模型药物，通过乳液电纺制备了多种壳-核纤维。在TEM 下发现各种纤维均有明显的分层结构，且负载CEP 的PVA 单轴纤维在2 h 内比核壳纤维的释放率高20 %以上，这证明壳-核纤维在抑制突释方面有优势。此外，乳液的稳定性也影响了载药电纺纤维的结构，而乳化剂的含量是对稳定性影响最大的因素之一。 Norouzi 等［24］以Span 为乳化剂，通过乳液电纺制备了PCL/褐藻酸盐（ALG）的壳-核结构纤维，发现当使用质量浓度为1 %的Span 时乳液的稳定性最好，能够有效防止分散相聚集，且可持续纺丝45 min。此外该纤维被证明没有细胞毒性，在TEM 的观察下，纤维能表现明显的皮芯边界，证明其具有稳定的结构。但荧光CLSM 图像表示芯层存在不连续部分，这说明ALG 分散相在纺丝过程中存在部分破坏，因此优化乳液电纺载药纤维的结构稳定性是一个难点。

1.3 熔体静电纺丝载药

无溶剂的熔体电纺技术通过加热与挤出装置使聚合物熔体在强电场中喷射纺丝，经冷却固化后形成微纳米纤维。因此装置相对复杂且加工条件高，但该技术可避免污染，同时具有细度可控、连续性好、纤维结晶度高的优点［25］，药物还能以无定型存在于这种纤维中。由于该工艺需要高温加工，易分解纤维药物载体的开发难以进行，导致熔体电纺载药纤维直到2013年才有了较完整的研究［8］。

Xu 等［26］通过熔体电纺制备了一种负载紫杉醇的PCL 载药纤维，他们通过溶剂蒸汽退火法对制备的纤维进行处理，发现退火处理48 h 后载药纤维结晶度提高了16 %，且在15 h 内未退火处理的纤维比退火48 h的纤维药物释放率快，这说明高结晶度的载药纤维能实现药物的缓释。Attila 等［27］研究了三种增塑剂（三醋精、吐温80、聚乙二醇1500）对负载卡维地洛（CAR）的Eudragit®E 纤维的影响。他们发现当每种增塑剂含量升高，熔体黏度也会逐渐下降，这说明熔体电纺制备过程可以通过添加增塑剂对纺丝温度进行降低，也能保证药物的稳定性，令熔体电纺的药物选择更具多样性。此外传统单针熔体电纺制备效率低，因此笔者团队提出了熔体微分电纺的概念如图1（b）所示［28］，以伞锥面将熔体分裂成多射流，可提高纤维的制备效率，且制备的纤维力学性能稳定。这对载药电纺纤维的批量制备有极大的借鉴意义，因此本团队又基于此理论提出了一种基于熔体电纺的透皮贴剂制备工艺［29］，该工艺可以选择线性的熔体微分电纺模头，通过狭缝出口进行载药纤维的直线式沉积，有望解决单针熔体电纺载药纤维制备效率低的问题。

2 纤维载药药物释放的影响因素

药物释放效果是评价给药过程优劣的主要指标，而药物在纤维内的释放形式一般为表面解吸、扩散和降解［30］。根据不同的纤维结构与形貌，药物的实际释放形式可能是这3 种的结合，调控纤维形貌、药物浓度与结晶度均能影响纤维内药物释放性质。各种因素对纤维内药物释放的影响如表2所示。

表2 药物释放能力的影响Tab.2 Effect of drug release capacity

2.1 孔隙

通过电纺制备的无序堆叠载药膜存在大量孔隙，且溶剂的挥发会使载药纤维表面产生孔洞［31］。这些孔为纤维膜内的药物释放提供了捷径，减少了药物的释放路径，从而增大了释放速率与累积释放率，因此这并不利于药物的缓释。可通过纤维改性等方式改变孔隙的数量及结构，进而影响释放性质。Cui等［32］制备了负载氨苄西林钠的聚乙烯醇/壳聚糖复合静电纺丝纤维，且使用戊二醛（GA）交联后研究其药物缓释特性，发现当GA 含量为0.5 %（w/v）时，缓释效果与未加GA 的对照组相比提高了6倍左右，这是因为交联减少了纤维膜上孔隙空间，将药物困在膜内，从而延长了释放路径，有效避免了药物突释。另外有团队发现烧结能使纤维表面孔洞封闭，他们将PCL作为药物载体，发现在烧结温度为58 ℃时，孔隙收缩率为79.35 %。烧结温度37 ℃的载药纤维在4 h 内没有产生明显的药物突释效果［33］，这证明烧结对延长药物的释放路径具有一定的作用。

2.2 纤维细度

药物在纤维表面容易发生初始爆释［34］，而在纤维内部则通过水孔扩散。一般在粗纤维内药物的释放路径相对于细纤维更长，因此纤维细度对药物释放速率有很大影响［34-36］。此外多轴载药纤维能实现药物控释，而单轴载药纤维可通过调整聚合物浓度/黏度、电压、流速、收集距离等参数改变载药纤维直径，进而调控药物释放［5］。Herrero 等［6］以牛血清蛋白（BSA）为模型药物，以PCL为载药基质，研究了纤维直径对药物释放的影响规律，发现平均直径为0.8 μm 的纤维膜释放速率最快，21 天后累积释放率高达73.5 %，比平均直径为1.8 μm 的纤维膜和100 μm 厚的流延膜药物释放率均高两倍左右。Akhgari 等［37］制备了不同直径的氯雷他定/PVP 电纺纤维，发现纤维直径越小越能实现药物的快速释放。还有研究发现超细纤维结构增加了膜的比表面积，提升了药物的释放效率。该研究以溶菌酶为活性成分，结果表明负载溶菌酶的超细纤维膜比流延膜的药物释放速率更快［38］。由此可见，纤维的结构调控是改变药物释放特性的重要选择。

2.3 药物含量

纤维内药物含量与药物释放性质紧密相关。在相同细度的情况下，药物含量增多会侵占基质空间，因此起屏障作用的聚合物基质会减少［39］，令药物的释放更容易。Shafizah等［40］用PVA负载不同含量的美洛昔康（MX），发现MX含量为20 %（质量分数，下同）时比2.5 %时的释放速率快10 倍以上，且累积释放度高4 倍以上，达到28 %。而将药物活性成分换为辣椒素（CC）后，发现CC含量为0.05 %时比0.025 %时的释放速率快两倍左右，最终累积释放度高达93 %，这说明增加药物含量可以显著提升药物的释放能力。此外药物含量也会间接影响电纺纤维细度，进而影响药物释放过程。这是因为增加药物含量相当于增加了整体聚合物的浓度［40］，进而增大了黏度，且药物聚集也增大了射流的不稳定性［25］，会产生更粗的纤维，最后又通过细度影响药物的释放。

2.4 结晶度

药物以无定型的形式存在于基质内时溶解度更高，更易实现药物的持续扩散。但同时纤维内药物的释放过程也受到基质包覆程度的影响［36］，因此控制药物与载药基质的结晶度也是影响释放性质的手段。Lian等［25］比较了通过熔体电纺和溶液电纺制备的负载姜黄素的PCL 纤维内药物的释放能力。利用XRD 发现熔体电纺载药纤维比溶液电纺载药纤维的特征峰更强，这说明熔体电纺制备的载药纤维具有更高的纤维结晶度。另外，从SEM 中能观察到溶液电纺的载药纤维表面存在大量的孔洞，而熔体电纺的载药纤维表面仅存在因收缩产生的细小皱纹，这证明熔体电纺纤维结构更加有序，因此具有更高的结晶度。最后比较了两种纤维在两周后的累积释放率，发现在负载5 %姜黄素的两种载药纤维中，熔体电纺纤维仅释放了12.72 %，而溶液电纺纤维能达到56.48 %，这正印证了熔体电纺纤维结晶度高，能减缓药物的释放。此外药物易在纤维表面形成结晶，因此易产生突释。有团队制备了负载咖啡因（CAF）的PCL纤维［41］，在SEM 中发现纤维表面析出了大量药物晶体，通过调整溶剂种类克服了表面结晶后，将有、无结晶的CAF/PCL 纤维进行药物释放测试。他们发现有结晶的纤维在20 min 内释放率达到95 %以上，发生明显的突释，而无结晶的纤维在4 h左右才达到95 %的释放水平，这说明克服纤维表面药物结晶也能实现药物的缓释。此外提升药物的包覆程度也能降低药物结晶，壳-核结构的纤维能将非晶态的药物包封在核层［7］，也能实现缓释的效果。

3 静电纺纤维的药物负载方式

纤维内药物的不同负载形式，能表现出不同的释药特征。根据药物在纤维内部、表面的存在位置不同，可将工艺进一步分为共混电纺、多轴电纺、并排电纺、纤维表面改性载药。这几种载药方式图2所示。

图2 静电纺载药纤维的药物负载形式Fig.2 Drug-loaded forms of electrospinning drug-loaded fibers

3.1 共混电纺载药

药物和聚合物共混后通过电纺制备出纤维的过程叫共混电纺，这种方式操作简单且应用广泛［7］，能使药物通过扩散和基质降解而被释放。但共混电纺药物包封率低且无法实现完全均匀分布，药物会在纤维表面聚集，因此易发生突释［4］，这适用于需快速给药的治疗过程［9］。Li 等［45］用聚（乙二醇）甲醚甲基丙烯酸酯（PDEGMA）和乙基纤维素（EC）制备了8 种负载酮洛芬（KET）的不同基质配比共混电纺纤维。从XRD 展现的宽峰分析得知KET 以无定型分散在纤维内，且8 种纤维在前10 h 内均发生了突释，随后药物释放减缓。在26 ℃的条件下，用配比为1∶1（w/w）的PDEGMA/EC制备的负载3 %（w/v） KET的纤维，累积释放率能达到80 %以上，并能持续释放至100 h，这证明了共混纤维在快速释药方面的应用潜力。此外以温度、pH、电磁场等为刺激信号的智能化药物释放系统可以实现药物的按需释放，能有效改善共混电纺的突释问题。Amarjargal等［46］利用温度的热响应进行药物控释。他们混合不同比例的Eudragit RS100（ERS）和聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）构建了负载罗丹明B（RhB）的按需释放系统，在ERS/PMMA 为9∶1（w/w）时，发现45 ℃比37 ℃时RhB 的突释趋势弱，且累积释放率均能达到80 %，这证明温敏材料在抑制突释方面有重要作用。

3.2 多轴电纺载药

除了通过乳液电纺能够制备壳-核纤维外，利用多轴电纺能将多种聚合物通入多个同芯喷头后制备出壳-核结构的纳米纤维。一般药物存在于核层，而壳层起保护内部药物的作用。药物在壳层降解后才能快速释放［4，7］，因此能避免突释。Ding 等［44］用乙醇和二甲基乙酰胺（DMAc）混合后作为溶剂，选择Eudragit®S100 作为载药基质，通过三轴电纺制备了负载阿司匹林的壳-核纤维，这种纤维的壳层来自于混合溶剂，中间层来自于S100，核层来自于S100和阿司匹林。用三轴纤维和S100/阿司匹林单轴纤维进行药物释放对比，发现三轴纤维能延长2 h 的药物释放时间，最终释放率高达95 %，这说明三轴纤维在抑制药物突释方面具有优势。此外多轴电纺的层数增加能提升载药纤维的多样性，而且在药物缓释效果上明显优于共混电纺。负载多种不同性质药物的多轴电纺纤维能实现多级释放的功能［42，47］。Han 等［48］设计了一种负载双药的三轴电纺纤维，以KAB 和KAU 染料为模型药，将PVP-KAB 水溶液作为芯层，用3∶1（w/w）的氯仿/三氟乙醇溶解PCL后得到的溶液作为中间缓冲层，PCL-KAU 的三氟乙醇溶液作为外层，制备了双药输送系统。在1 h 内，外层的KAU 快速释放了90 %，而内部的KAB 因缓冲层的阻碍而平稳释放，在10 h 左右才达到90 %。这种具有多级释放特征的多轴纤维能同时实现不同药物的短期与长期治疗，为设计高自由度的新型递送系统提供指导。

3.3 并排电纺载药

除壳-核纤维外，Janus 纤维也是能实现药物多级释放的载体。这种结构通过偏心喷头并排电纺，能得到同时负载不同水溶性药物的平行结构纤维［49］，但纺丝过程中会出现堵头或因电荷排斥产生射流分叉的问题［50］，因此该结构对两相流体的相容性要求较严格，具有较高的制备要求。Yang 等［51］利用易溶的PVP 和不溶的乙基纤维素（EC）分别负载有机活性的分环丙沙星（CIP）和无机活性的纳米银（AgNPs），制备了Janus 结构的纤维伤口敷料，经XRD 测试表现出的载药纤维宽峰说明CIP 以无定型存在于Janus 纤维中，其累积释放率在90 min 时能达到90 %的水平。此外Janus 纤维的抗菌实验表明CIP 在给药前期能实现初始抗菌作用，而长期抗菌的作用靠EC 持续释放的AgNPs，因此该敷料在抗菌方面的双药协同效果证明了并排电纺药物多级释放的可行性。针对并排电纺出现的分叉问题，Wang 等［52］将并排针头套进金属毛细管，利用额外金属管的尖端增强电场效果，保证并排载药流体紧密贴合。该团队以此喷头制备了PVP 和醋酸纤维素（CA）的Janus 纤维，并以酮洛芬（KET）为模型药物，在TEM 的观察下发现单根纤维内存在灰色间隙，这表明不同的聚合物部分成功集成到同一根纤维内。通过XRD 和FTIR 分析的Janus 纤维分别表现出了宽峰与特征峰红移，这说明KET 与聚合物间形成了稳定的氢键，并以无定型存在于纤维内。此外5 h 内该纤维内药物能持续释放至90 %，且释药过程符合Ritger-Peppas 缓释模型，这证明了其长期释放潜力。

3.4 表面载药

对电纺纤维进行表面处理可令药物附着于纤维表面，实现药物的表面负载。这个目标可通过物理吸附或化学固定实现，其中物理吸附最容易实施，它仅靠药物与纤维间的相互作用，而化学固定则需通过接枝聚合等方法实现［7］。药物吸附于纤维表面时易发生突释，但在纤维堆叠处的网格内释放速率会减慢。Farkas等［53］制备了PLA 和羟基磷灰石（HAP）的电纺纤维，将PLA-HAP 纤维浸入强力霉素（Doxy）溶液，使Doxy 被吸附于纤维上。经过SBF 释放能力评估后发现用3 %的Doxy 浸泡的PLA-HAP 纤维短时间内发生突释，而用7 %和12 %的Doxy浸泡的纤维突释效果变弱，这说明吸附量较高时药物聚集于纤维膜网格内的含量更多。此外药物通过化学固定于纤维表面也能稳定作用，Malo等［54］在聚丙烯网（PPM）的两侧制备了PCL电纺纤维，随后利用氩气冷等离子体处理3 层膜样品，最后将复合膜浸入2-丙烯酰胺-2-甲基丙磺酸（AMPS）溶液中，引发药物与纤维的接枝共聚。他们发现PPMPCL-AMPS 纤维膜能表现出与0.5单位肝素相当的抗凝血效果，作用时间延长能至1 min 以上，这证明接枝后的药物仍稳定地释放。

令药物发挥出最高的利用率并提高人体的舒适性是改变药物负载形式的最终目标。目前除了上述负载方法，还有用纳米颗粒、串珠、多层混纺等方式制备的载药纤维膜，这些技术在降解性、控释等方面均具有巨大的应用潜力。

4 应用

静电纺载药纤维膜具有高孔隙率、高比表面积和细度可调性，因此在药物控释上具有高自由度，能实现不同的治疗目标并广泛应用于透皮给药及黏膜给药领域。此外，静电纺载药纤维膜具有透气性和组织亲和力，可以提高贴附部位的舒适性和细胞黏附性，在组织工程支架和伤口敷料等领域具有应用优势。静电纺载药纤维的应用如图3所示。

图3 静电纺载药纤维的应用Fig.3 Application of electrospinning drug-loaded fibers

4.1 透皮给药

透皮给药是使药物通过皮肤角质层进入毛细血管，最后进入全身血液循环的给药方式。与口服、注射等给药方式相比，透皮给药可避免肝脏的首过效应和胃肠道环境的影响［55-57］，还具有能维持有效的血药浓度［56］、给药方便安全［58］、提高患者的依从性等优点，因此具有临床应用潜力。载药电纺纤维形成的微纳固体分散体能提高药物的溶解度，使药物具有更高溶出度，因此其透皮释放能力优秀。有团队对载药纤维和载药涂层的透皮释放能力进行了比较［59］，制备了分别负载水杨酸钠（SS）、萘普生（NAP）、双氯芬酸钠（DS）、吲哚美辛（IND）的PVA电纺膜、流延膜，研究了24 h内两种PVA 膜在醋酸盐缓冲液中药物的透皮释放效果，发现负载同种药时电纺膜比流延膜的药物释放率分别高2 %、21 %、38 %、12 %，而透皮率分别高20 %、18 %、12 %、2 %，这证明电纺膜能提高药物的释放及透皮能力。但该研究仅靠药物的扩散效应进行透皮递送，并没有用促渗技术增强药物在皮肤上的渗透。目前促渗剂是主要的促渗技术之一，如用壳聚糖（CS）、氮酮、薄荷醇等均能在透皮递送起促渗作用。Javad 等［60］以PVA 为载体、CS 为促渗剂，制备了负载维生素B12 的电纺纤维，将其施加到小鼠肩膀皮肤后8 h 检测出释放到血液中的B12 浓度比未加CS 的对照组高9 pg/mL，且此纤维无细胞毒性，不会造成组织的损伤，证明了CS 在促渗方面显著的增益效果，载药电纺纤维在透皮给药领域具有潜在的应用价值。

4.2 黏膜给药

与皮肤相比，黏膜组织因没有角质层所以有较好的药物渗透能力，但渗透的药物会被黏膜分泌物持续冲洗，导致保留时间短［61］。目前针对口、鼻、眼等部位的黏膜已有大量黏膜给药成熟产品，但基于静电纺丝的黏膜给药贴剂因保证稳定黏附的配方有待完善，导致该领域的黏膜给药贴剂并没有市场化［61］，此领域亟待扩展。Pardo 等［62］分别制备了负载卡维地洛（CVD）的聚羟基丁酸酯（PHB）、PCL的电纺膜和流延膜，通过药物释放实验发现PCL/CVD 与PHB/CVD 的电纺膜比流延膜的释药能力更强，在6 h 内电纺膜比流延膜分别提高了25 %、50 %的累积释放率。在为PHB/CVD纤维增加背衬和黏附层后，该贴剂能在口腔黏膜黏附2~3 h。Rivelli等［63］制备了负载糠酸莫米松（MF）的聚乳酸-羟基乙酸（PLGA）可降解电纺纤维。利用响应面法，能确定将26.66 %的PLGA 溶于60.63 %的四氢呋喃中制备的PLGA-MF 电纺纤维能实现较小的细度，在60天内，载药电纺纤维在模拟鼻液中的累积释放率能达到85 %，且植入兔子鼻内上颌窦的载药纤维比空白对照的炎症反应弱，这证明了该纤维在黏膜给药领域的安全性，具有一定的应用潜力。

4.3 组织修复

静电纺载药纤维膜具有致密网状结构，该结构有助于细胞的攀附，同时透气性好，不会影响细胞呼吸，因此静电纺载药纤维在组织工程领域应用众多，比如负载生物活性成分的纤维作为组织工程支架后可应用于多种组织再生。Al-Baadani 等［64］制备了PCL 和Gel的复合电纺骨组织工程支架，并负载Van 与FITCBSA 等生长因子进行药物释放实验，结果表明负载FITC-BSA 的支架在前2天就能达到85 %的药物释放率，并能缓慢释放至第14天，这证明该载药支架的药物持续释放能力良好。而负载Van 的支架产生了阶梯释放的特性，在这种支架上培养MC3T3-E1 细胞7 天后能测到钙沉积的矿化反应，这证明此载药支架可以促进成骨分化。此外导电支架对培养肌肉组织的生长分化有促进作用［65］，近年来在心肌修复领域已有对导电组织工程支架的研究［66］，该团队用PVA 负载地塞米松（DEX），制备了混合导电壳聚糖-苯胺低聚物（Chi-AO）的载药电纺纤维，对其施加电刺激后，在40 min 内导电载药纤维比未施加电刺激的对照组药物释放率高40 %。在纤维膜上培养间充质干细胞（MSCs）后，发现适量的导电Chi-AO 可以提升细胞的活力与附着能力，这展现了导电载药纤维在组织修复上的潜在能力。

此外载药电纺纤维膜因具有透气、及时吸收伤口渗出物等优点，可作为负载抗菌或止血药的伤口敷料［67］。有团队以抗菌的头孢他啶（CTZ）为模型药物［68］，依次制备了3 层PCL-Gel-PCL 的复合纤维，且CTZ 负载于中间Gel 层。这种载药纤维直径约150 nm，能堆叠成具有高孔隙率的透气膜，且此载药纤维膜能持续释放7 h 以上，比负载CTZ 的Gel 或交联Gel纤维膜的释放时间长200 min。此外这种纤维膜还能抑制金黄色葡萄球菌和铜绿假单胞菌的生长，这证明此复合纤维不仅能实现药物控释，还具有生物相容性和抗菌性，能为治疗伤口的愈合提供借鉴。Liu等［69］用手持式电纺装置制备了PVA/丝素蛋白（SF）/海藻酸钠（SA）/明胶甲基丙烯酰（GelMA）的电纺纤维伤口敷料。经SEM 观察发现纳米纤维敷料孔径分布为1.2~4.8 μm，具有一定的透气性。同时溶胀度测试结果表明纤维敷料内的SA 在接触伤口时能发生钙镁离子交换，产生吸收溶液的金属海藻酸盐水凝胶，因此该纤维伤口敷料具有及时吸收伤口渗出物的优点。此外在该敷料上培养的细胞到7 天时仍能观察到细胞的增加与聚集，这证明纤维伤口敷料在促进细胞增殖方面具有优势。

5 结语

本文对静电纺丝载药纤维的制备技术、影响释药的因素、药物负载形式以及在生物医药领域的应用进行了介绍，重点分析了纤维释放载体在药物释放过程中的影响参数，可以为设计具有控释功能的纤维药物释放载体提供参考。静电纺丝载药纤维在医疗器械方面有广阔的应用前景，但在如下方面仍需进一步研究：（1）载药电纺纤维的释药过程应逐渐趋于智能化，有助于灵活调控释药过程，提升人体的舒适性。（2）目前涉及多级结构的载药电纺纤维研究不多，为了实现药物的多级释放，应扩展复杂结构载药纤维的设计与研究。（3）利用溶液电纺制备载药纤维在环保、产量上存在一定不足，对于制备负载耐温药物的电纺纤维可选择熔体微分电纺技术，有望实现批量化且绿色制备载药纤维贴剂。（4）目前电纺载药纤维在组织工程、给药方面的应用还在初级阶段，亟待更完善的理论和更成熟的技术研究。