椎間盤退變疾病是一種常見的慢性疾病，也是目前骨科醫師面臨的挑戰。手術是治療椎間盤退變疾病的主要方法，但在臨床實踐中仍存在固有的局限性，而組織工程為是目前最有前途的椎間盤修復及再生提供了潛在的治療手段方法。其中靜電紡絲技術是一種制備納米級纖維的方法，不同材料和參數的靜電紡絲材料具有不同的力學性能、孔隙率和取向，可以模擬天然椎間盤的結構特征和力學性能。因此，靜電紡絲材料可用于椎間盤的替代和再生。該文綜述了椎間盤組織工程進展以及用于制備椎間盤支架常用的靜電紡絲納米材料，對目前和未來可能提高靜電紡絲纖維性能的方法進行了介紹。
引用本文： 吳銳邦, 黃勇, 黃雷震, 王競成, 王玨翰, 豐干鈞, 劉立岷, 宋躍明. 靜電紡絲技術在纖維環組織工程中的研究進展. 華西醫學, 2022, 37(10): 1569-1575. doi: 10.7507/1002-0179.202201133 復制
椎間盤退行性變（intervertebral disc degeneration，IDD）是常見的慢性病，其主要癥狀為頸部和腰部疼痛，嚴重影響著患者的生活質量[1]。在目前階段，臨床上通常采用手術治療減輕 IDD 疼痛，但手術治療不是完全徹底有效的，椎間盤組織的移除和融合改變了生物力學功能，并可加速相鄰節段的椎間盤退變從而導致疾病的復發[2]，同時手術治療也會降低脊柱的活動，影響患者術后的生活和工作[3]。因此，為了克服手術治療的局限性，探索新的方法來修復退化的椎間盤尤為重要。
隨著組織工程技術快速發展，利用仿生椎間盤有望替代變性的椎間盤恢復生物力學功能，重建脊柱的生理活動度和生物學功能[4]。組織工程是把細胞和支架結合起來，對損傷進行替代治療的一種方法。它基于體外擴張的特定細胞結合生物材料支架和生長因子構建組織移植物，新產生的組織移植物則被作為損傷或病變組織的替代品在治療中發揮作用[5]。
作為纖維環組織工程中的關鍵部分，目前常用的纖維環組織工程支架制備方法主要有自組裝、溶劑鑄造、冷凍干燥法、熱致相分離、3D 打印技術和靜電紡絲技術等[6]。其中，靜電紡絲技術可以經濟、快速地制備納米或微米纖維，在電紡支架中封裝蛋白質、抗菌藥物等生物活性物質可以實現生物活性分子的傳遞從而促進椎纖維環組織的再生[7]。本文檢索了有關纖維環和靜電紡絲的文獻，根據不同的材料種類對這些文獻進行了分類，探討了不同靜電紡絲材料在 IDD 治療中的特點，以及展望了未來靜電紡絲納米纖維在纖維環組織工程中的改進方向。
1 靜電紡絲技術概述
靜電紡絲技術在 1934 年由 Formhals 發明，是一種簡便、多功能、可控的技術，用于將聚合物溶液或熔體原材料生產為微/納米纖維[8-9]。經過幾十年的發展，目前靜電紡絲技術已經成為一種用于生產多聚納米纖維和創新生物材料的技術，通過該技術生產的納米纖維具有結構可定制性、孔隙率高、比表面積大、均一性好的優點，可以產生類似于天然細胞外基質（extracellular matrix，ECM）的纖維網絡，因而常被用于組織工程中模擬 ECM 的纖維結構，以及傳遞生物活性物質[10-11]。
典型的靜電紡絲裝置需要連接到金屬針的注射器（包含聚合物溶液）、調節流量的注射泵、高壓電源和金屬集電器。在注射器和集電器之間施加電壓后，通過金屬針擠壓的溶液可以變成帶電噴射流被集電器吸引。從自旋絲塔到收集器的過程中，隨著溶劑的蒸發，射流直徑沿其軌跡顯著收縮，從而在金屬收集器上形成大量的纖維沉積[12]。通過調整電紡絲纖維的成分、電壓、尖端間距、電紡絲溶液濃度和電紡器旋轉速度[13]等參數，可以輕松控制電紡絲纖維的直徑、形態、方向和孔隙度。近年來靜電紡絲技術進一步發展，同軸靜電紡絲技術是一種靜電紡絲的改進方法，它生產的纖維由機械強度較大的合成聚合物核心和生物相容性好的聚合物外殼組成，因此能表現出更好的機械強度和生物相容性。
利用靜電紡絲技術能制備不同直徑的有序或無序、具有良好生物降解性、符合纖維環各向異性的納米纖維支架，可以模擬天然纖維環組織的超微結構和力學性能。此外，靜電紡絲纖維較大的比表面積類似于纖維環細胞 ECM 有利于細胞黏附和生長，為細胞提供了適宜的生存環境，因此靜電紡絲已經成為重造纖維環組織結構的理想技術。
2 用于纖維環組織工程的電紡材料
用于纖維環組織工程的電紡材料常為人工合成聚合物，例如：聚己烯內酯（polycaprolactone，PCL）、聚氨基甲酸酯（polyurethane，PU）、聚左旋乳酸（polylactic acid，PLLA）、聚乳酸乙醇酸（poly lactate glycollic acid，PLGA）、聚碳酸醚聚氨酯尿素［Poly（ether carbonate urethane）-urea，PECUU］等[14]，與天然聚合物（如殼聚糖、膠原蛋白、海藻酸鹽和透明質酸）相比，人工合成聚合物具有許多優點，如材料容易獲得、紡絲能力良好、力學性能好等，天然聚合物較低的機械性能與椎間盤組織較高的壓縮和拉伸模量不匹配，單獨由每種天然聚合物組成的支架都不足以作為一個組織工程的纖維環支架。因此，大多數研究都通過物理或化學上結合多種合成聚合物來制造支架。
2.1 PCL
PCL 是一種可生物降解的合成聚酯，經美國食品和藥物管理局和歐盟委員會批準廣泛用于醫療器械和藥物材料，其安全性可靠，具有廣泛良好的生物相容性、生物降解性和可紡性[15]。PCL 也具有疏水性、降解緩慢、楊氏模量低的特點。相較于其他合成聚合物，PCL 水解降解速度更慢，為了控制其分解時間，可以通過與其他生物可降解聚合物如聚乙烯醇或聚乙醇酸（polyglycolide，PGA）混合來調整支架水解的速度[16-17]。有研究對一種由靜電紡絲產生的 PCL 納米纖維支架進行了研究，并證明了其模擬天然纖維環的分層組織的能力，并再現了其在各向異性和非線性方面的力學性能[15，18]。雖然基于電紡絲 PCL 的雙層各向異性納米纖維層壓板復制了天然纖維環的層次結構，但其體內性能尚未得到評估。此后，Martin 等[19]后續研究測試了這種基于 PCL 的各向異性支架在體內的性能，測試結果顯示植入支架后鄰近的組織并沒有與人工纖維環完全整合，這可能是因為 PCL 的疏水性不利于細胞黏附。這一問題也是 PCL 支架的主要缺陷，可以采用在細胞培養基中潤濕支架、添加涂層或化學修飾的技術降低合成生物聚合物的疏水性和調整電紡纖維表面性能[20]，此外，將 PCL 與其他材料混合也能提高支架的親水性。
Kang 等[21]將電紡的 PCL 熔融層積成型技術（fused-deposit-modeling，FDM）的 PCL 微纖維結合，開發了一種多層納米纖維層次化排列的纖維環組織工程三維支架。這種三維多層支架結合了 FDM 微纖維的穩定特性和靜電紡納米纖維的可控特性，可以模擬 ECM 的結構，提供超高的表面積以改善骨髓間充質干細胞的附著和增殖。新設計的 PCL 支架采用兩種技術模擬了纖維環的天然三維結構，具有作為纖維環再生基質的潛力。
2.2 PU
PU 在醫學領域中運用廣泛，其制造過程簡單易控，可以制備成塑料、凝膠、薄膜、電紡納米纖維等各種材料，在體內分解為水和二氧化碳，對人體的毒性較小，具有較強的生物相容性、生物降解性和機械性能[22]，與 PU 材料相關的動物體內實驗之前已有過報道，將 PU 材料裝置移植到豬纖維環中后，實驗組表現出與正常對照組相似的生物力學特性[23]。近年來 PU 電紡絲纖維支架在纖維環組織工程中的研究也越來越深入，有研究使用電紡排列的聚碳酸酯聚氨酯納米纖維作為纖維環再生的支架，這種支架具有一致的降解速率和穩定的力學性能，其抗拉強度和纖維直徑也與原生組織相似[24-25]。Li 等[26]將雙相 PU 支架植入牛 椎間盤模型中，在動態負載的情況下對支架性能進行了評估，研究顯示支架有效恢復了椎間盤高度，并下調了分解代謝和上調了合成代謝基因的表達，對天然椎間盤細胞表現出了良好的生物相容性。PU 和 PCL 皆表現出了良好的性能，為比較出更適合纖維環組織工程的支架，Wismer 等[27]研究了基于纖維取向（定向或非定向）和聚合物（PCL 或 PU）組合的靜電紡絲納米纖維支架，并比較了它們的力學性能和對細胞黏附、細胞增殖、細胞表型和 ECM 產生的影響；其研究結果表明，與本研究中的其他納米纖維支架相比，定向 PU 納米纖維支架具有更顯著的優勢。
2.3 PLLA
PLLA 具有良好的生物相容性、低抗原性、低細胞毒性、可加工性和生物降解性，是一種很好的支架候選材料，目前已廣泛應用于生物工程和再生醫學等各種生物醫學領域，用于韌帶和藥物洗脫支架[28-29]。Vadalà 等[30]開發了一種具有轉化生長因子（transforming growth factor，TGF）-β的生物活性 PLLA 支架用于修復和再生損傷的纖維環，結果顯示 PLLA 支架表現出了良好的性能、增加了葡萄糖胺聚糖（glycosaminoglycan，GAG）和膠原沉積。Zhou 等[31]為了模擬更好的體內三維結構，制造了具有不同直徑的 PLLA 電紡纖維支架，研究了 PLLA 纖維直徑和循環拉伸應變對體外纖維環干細胞（annulus fibrosus-derived stem/progenitor cell，AFSC）的影響，并設定機械載荷來模擬天然纖維環組織的層次結構，得到了通過調節纖維直徑和機械刺激影響 AFSC 分化的結果。
2.4 PECUU
PECUU 是一種生物可降解聚碳酸酯，利用靜電紡絲技術，研究人員可以通過制造彈性可調節的 PECUU 支架來誘導干細胞向纖維環分化。Liu 等[32]在有序和隨機的 PECUU 纖維電紡絲支架上培養 AFSC，并比較了它們細胞取向和增殖的細胞行為，發現細胞在兩種支架上黏附和增殖無明顯差別，而細胞在有序的支架上沿纖維方向生長，表現出一種細長的形狀，產生了更多更好的Ⅰ型膠原蛋白和 GAG，這表明該有序 PECUU 支架更好地模擬了纖維環細胞的微環境，更有利于細胞向纖維環細胞分化。為進一步研究，Chu 等[33]設計了纖維大小不同的 PECUU 支架，發現 AFSC 的形態、黏附、表型和 ECM 表達均受纖維大小的顯著影響。
2.5 混合材料
為得到性能更好的纖維環組織工程支架，研究人員設計將不同的合成聚合物混合作為靜電紡絲的材料，以補償不同聚合物的缺點從而提供更優良的性能。如前所述，由于 PCL 電紡纖維具有良好的生物相容性等特點，PCL 已被研究用于纖維環組織工程。然而 PCL 較低的楊氏模量可能會導致人工纖維環的功能失效，這顯著影響了 PCL 支架的效果。為了克服這一限制，Shamsah 等[34]合成了一種具有高機械模量的生物相容性 PLLA 與 PCL 混合復合電紡纖維支架，研究證明 50∶50 混合物比僅有 PCL 的支架具有更高的力學性能，在體外表現出最佳的結構完整性，并提供了良好的細胞環境。為進一步研究，Shamsah 等[35]使用 50∶50 混合物，利用自動化細胞薄片軋制系統來創建 3D 環狀靜電紡絲結構，其中電紡纖維以角度層狀結構模擬纖維環，成功獲得了一個模擬天然纖維環結構的細胞雙層支架，為人工合成纖維環替代物提供了新策略。
3 靜電紡絲纖維性能的改進
3.1 電紡材料機械性能的改進
盡管模擬了 ECM 的各向異性結構，但有序的電紡絲纖維并不能復制支持多軸脊柱負荷所需的層次纖維環結構。天然的纖維環膠原層相對于脊柱軸的對角平面成 30 角排列，并在每一層的交替方向排列產生角層結構[36]。先進的制造策略主要集中在將 PCL 納米纖維片排列成纖維環層狀形狀，開發盤狀角層結構（disc-like angle-ply structures，DAPS）[19]。最近的研究工作還集中在 DAPS 與體外工程軟骨組織的整合上，以制造一種組織工程的纖維環-終板替代物，并開發一種適合作為椎間盤置換物的仿生椎間盤植入物[37]，此策略證明了將電紡絲纖維環等效物與其他組織工程策略結合起來開發整個椎間盤替代品具有良好的治療潛力和臨床可轉化性。
此外，盡管靜電紡絲在纖維環組織工程中具有很大的實用性，但仍需要解決孔隙大小的局限性。在標準條件下產生的電旋纖維極小的孔徑和高填充密度限制了細胞的滲入[38]。為了克服這一限制，在靜電紡絲過程中加入并移除犧牲成分（聚合物、鹽和冰晶）能在纖維網格中產生空隙空間，例如，水溶性聚合物聚乙烯氧化物（polyethylene oxide，PEO）已被用作犧牲纖維部分，可以擴大電紡纖維的孔隙以改善細胞的滲入和 ECM 沉積。
目前組織工程中靜電紡絲的研究方法大多是先制作電紡絲支架，隨后將細胞播種在支架上，這可能會導致細胞在支架結構上的不均勻分布，部分區域細胞增多而部分區域細胞較少，難以模擬體內復雜的環境[39]。為解決此問題，有研究在 2006 年首次引入了細胞靜電紡絲技術，利用改進的電紡工藝開發了具有活性生物支架[40]。此后，Yeo 等[41]將 3D 打印和細胞靜電紡絲技術結合在一起，以提供具有高機械強度的 3D 結構和用于骨再生的 ECM 樣結構，讓活細胞嵌入靜電紡絲中，利用細胞靜電紡絲技術開發出的電紡纖維可以為細胞提供高效和快速的營養交換空間，利于細胞間相互作用，使細胞在支架中均勻地分布。雖然細胞靜電紡絲技術仍處于起步階段，但諸如改進細胞與基質相互作用以及合并多種細胞類型的可能性等優點，可能為將來開發新型纖維環仿生支架提供新的方法。
靜電紡絲的另一個局限性是它用于承載組織工程的力學性能。由于聚合物經過一定時間后會發生降解，電紡支架的力學性能將逐漸喪失。向生物降解聚合物中添加一些如碳納米管[42]或鋁晶須[43]的具有抗性的材料可以提高支架的抗性和力學性能。此外，編織纖維束形成三維結構同樣可增強電紡纖維力學性能[44]。Ma 等[45]開發了一種用于纖維環組織工程的雜交支架。該復合支架由傳統靜電紡絲排列納米纖維支架和靜電紡絲排列納米紗支架組成。該雜交支架在一定程度上復制了纖維環組織的抗拉強度、軸向壓縮和各向異性特性，其拉伸性能與天然纖維環組織的性質相似。
3.2 電紡材料的功能化
化學、生物功能化為改善基于靜電紡絲的組織工程策略提供了更多的可能性。化學功能化策略已被用于增加纖維環組織工程中細胞的附著和增殖。例如，將陰離子二羥基低聚物（anionic dihydroxyl oligomer，ADO）摻入 PU 電紡絲支架中，增加了材料的表面能，降低了表面疏水性，從而改善了細胞附著、增殖和膠原蛋白的沉積[24-25]。
生物功能化也能提高電紡絲纖維的功能，支架可以通過封裝不同的生物活性劑，如生長因子或細胞因子，它們可以調節種子細胞的行為。例如，用 TGF-β1 功能化的 PLLA 電紡絲支架，在電紡絲之前加入到聚合物溶液中，已被證明可以改善纖維環細胞的 GAG 分泌和膠原蛋白沉積[30]。此外，由于在纖維環區域的 ECM 中Ⅰ型膠原分布較多而蛋白多糖組成較少，而髓核區域的Ⅱ型膠原和蛋白多糖成分較多[46]。將胰島素-轉鐵蛋白-硒和脯氨酸、地塞米松和丙酮酸添加到培養基中，能夠促進Ⅰ型膠原在外部區域聚集而Ⅱ型膠原在內部區域積累，復制天然組織的 ECM 分布[47]。由于 ECM 成分對維持細胞表型的有益影響，可以將脫細胞化 ECM 加入聚合物溶液后靜電紡絲，以提高生物相容性、機械穩定性、和降解率[48]。Liu 等[49]利用同軸靜電紡絲技術制備了脫細胞纖維環基質（decellularized annulus fibrosus matrix，DAFM）/PECUU 共混靜電紡絲支架，在 DAFM/PECUU 靜電紡絲支架上培養纖維環來源的干細胞，結果表明，纖維環來源干細胞在支架上增殖良好，基因表達和 ECM 分泌量均高于純 PECUU 纖維支架。
與人工合成聚合物相比，天然聚合物具有更好的生物學特性。在人工合成纖維中加入天然大分子可以提高電紡絲纖維的親水性、生物活性和力學性能，以更好地組織再生[50]。例如，膠原蛋白和透明質酸是人類軟骨 ECM 的成分并且具有良好的細胞粘附特性，它們在靶組織的細胞增殖和組織再生方面具有優勢；殼聚糖和透明質酸具有抗菌和抗炎特性，這有利于減弱組織工程支架植入機體后產生的副作用。此外，將纖維環和髓核組織工程結合起來的仿生支架已成為新的策略，將靜電紡納米纖維與水凝膠相結合的方法在椎間盤再生方面有顯著的進展。
Nesti 等[51]首次展示了一種利用靜電紡納米纖維構建的椎間盤復合結構，研制了一種透明質酸水凝膠包被 PLLA 靜電紡絲納米微球的雙相支架，這種復合結構的支架能更好地模仿天然椎間盤的性能。Nerurkar 等[52]使用定向 PCL 納米纖維制備了高度仿生支架，以電紡纖維形成纖維環區域，瓊脂糖形成核心髓核區域。這種新型支架能夠再現組織的微觀結構，兩個區域內的細胞形態與天然組織中的細胞相似，在纖維環區域的細胞沉積基質呈現角度層狀排列。之后，Lazebnik 等[53]也使用 PCL 納米纖維和瓊脂糖水凝膠獲得了一種仿生椎間盤支架，但在制作方法上與上述工作有所不同，首先制作環狀環向 PCL 納米纖維并將其與細胞接種，然后將細胞瓊脂糖溶液在中心凝膠化，形成具有纖維環和髓核等區域的支架。
PLGA 是 PLA 和 PGA 的共聚物，具有有利的力學性能、生物降解和生物相容性[54]，已被美國食品和藥物管理局批準用于人體[55-56]。但由于 PLGA 材料的細胞黏附性能相對較低，目前椎間盤組織工程中 PLGA 對椎間盤再生的研究并不多，大多數研究集中在 NP 恢復上，為解決細胞黏附性這一問題，Yang 等[57]用同軸電紡絲合成并在體內評估了一個 3D 組織工程全椎間盤，該椎間盤由 PCL/PLGA/Ⅰ型膠原蛋白圍繞藻酸鹽水凝膠核組成，由于添加了膠原蛋白提高了細胞黏附能力，該結構在結構和功能特性方面表現出良好的結果，較大程度地模擬了天然組織。
4 問題和展望
IDD 是世界范圍內的一個重大健康問題。保守治療和手術治療并不能促進長期的組織再生，也不能恢復天然的組織功能。由于仿生支架的成本更低、更好的效率和生物相容性以及可調性，因此獲得了研究人員和研究所的更多關注。雖然目前仍處于實驗階段，但靜電紡絲在組織工程的纖維環修復、替換和再生方面具有巨大的潛力。研究人員可以應用不同結構、性能的材料，利用不同的加工程序來合成適合移植的支架（表1）。
表1
靜電紡絲纖維在纖維環再生中的應用研究
然而，使用靜電紡絲作為替代纖維環的支架仍然具有一些局限性。由于合成中靜電紡絲的沉積速度較慢，僅依靠靜電紡絲技術合成仿生纖維環支架會耗費大量的時間。另外，定制不同患者的纖維環支架需要準備不同的模具，在定制過程中會花費不低的價格。孔隙率同樣也是一個棘手的問題，靜電紡絲纖維材料的孔徑較小，大多數細胞在播種后只在表面附著和擴散，很少有細胞能浸潤到支架的深層區。雖然目前已有 PEO 用于增加孔隙率和孔徑，但該方法仍不能將孔徑擴大到適合細胞浸潤的孔，需要改進方法來增加靜電紡絲纖維的孔隙率和孔徑。此外，采用靜電紡絲法很難制造出與天然纖維環厚度相匹配的支架，許多研究者只將其作為細胞裝載器、藥物載體，如何制造較厚的支架也是一個問題。
結合現有研究，本研究認為以下方面可能是未來的靜電紡絲技術在纖維環組織工程中的發展方向。首先，纖維環替代物是作為提供機械支撐的部件，開發更高拉伸和壓縮性能的靜電紡絲可以匹配天然纖維環的功能。其次，混合材料與單一結構材料的靜電紡絲纖維相比在力學性能和細胞相容性方面具有優勢，并且在天然大分子中的多個官能團可以為藥物或生物分子的結合提供位點，為天然大分子與人工聚合物結合的混合材料載藥或載生物分子提供了巨大的潛力。此外，基于靜電紡絲技術的纖維環組織工程在臨床轉化過程中還需要克服有限的可重現性和昂貴的成本問題。未來的研究將集中于這些問題的優化，以設計具有最佳結構、生物力學和生物學特性的仿生支架。
利益沖突：所有作者聲明不存在利益沖突。
椎間盤退行性變（intervertebral disc degeneration，IDD）是常見的慢性病，其主要癥狀為頸部和腰部疼痛，嚴重影響著患者的生活質量[1]。在目前階段，臨床上通常采用手術治療減輕 IDD 疼痛，但手術治療不是完全徹底有效的，椎間盤組織的移除和融合改變了生物力學功能，并可加速相鄰節段的椎間盤退變從而導致疾病的復發[2]，同時手術治療也會降低脊柱的活動，影響患者術后的生活和工作[3]。因此，為了克服手術治療的局限性，探索新的方法來修復退化的椎間盤尤為重要。
隨著組織工程技術快速發展，利用仿生椎間盤有望替代變性的椎間盤恢復生物力學功能，重建脊柱的生理活動度和生物學功能[4]。組織工程是把細胞和支架結合起來，對損傷進行替代治療的一種方法。它基于體外擴張的特定細胞結合生物材料支架和生長因子構建組織移植物，新產生的組織移植物則被作為損傷或病變組織的替代品在治療中發揮作用[5]。
作為纖維環組織工程中的關鍵部分，目前常用的纖維環組織工程支架制備方法主要有自組裝、溶劑鑄造、冷凍干燥法、熱致相分離、3D 打印技術和靜電紡絲技術等[6]。其中，靜電紡絲技術可以經濟、快速地制備納米或微米纖維，在電紡支架中封裝蛋白質、抗菌藥物等生物活性物質可以實現生物活性分子的傳遞從而促進椎纖維環組織的再生[7]。本文檢索了有關纖維環和靜電紡絲的文獻，根據不同的材料種類對這些文獻進行了分類，探討了不同靜電紡絲材料在 IDD 治療中的特點，以及展望了未來靜電紡絲納米纖維在纖維環組織工程中的改進方向。
1 靜電紡絲技術概述
靜電紡絲技術在 1934 年由 Formhals 發明，是一種簡便、多功能、可控的技術，用于將聚合物溶液或熔體原材料生產為微/納米纖維[8-9]。經過幾十年的發展，目前靜電紡絲技術已經成為一種用于生產多聚納米纖維和創新生物材料的技術，通過該技術生產的納米纖維具有結構可定制性、孔隙率高、比表面積大、均一性好的優點，可以產生類似于天然細胞外基質（extracellular matrix，ECM）的纖維網絡，因而常被用于組織工程中模擬 ECM 的纖維結構，以及傳遞生物活性物質[10-11]。
典型的靜電紡絲裝置需要連接到金屬針的注射器（包含聚合物溶液）、調節流量的注射泵、高壓電源和金屬集電器。在注射器和集電器之間施加電壓后，通過金屬針擠壓的溶液可以變成帶電噴射流被集電器吸引。從自旋絲塔到收集器的過程中，隨著溶劑的蒸發，射流直徑沿其軌跡顯著收縮，從而在金屬收集器上形成大量的纖維沉積[12]。通過調整電紡絲纖維的成分、電壓、尖端間距、電紡絲溶液濃度和電紡器旋轉速度[13]等參數，可以輕松控制電紡絲纖維的直徑、形態、方向和孔隙度。近年來靜電紡絲技術進一步發展，同軸靜電紡絲技術是一種靜電紡絲的改進方法，它生產的纖維由機械強度較大的合成聚合物核心和生物相容性好的聚合物外殼組成，因此能表現出更好的機械強度和生物相容性。
利用靜電紡絲技術能制備不同直徑的有序或無序、具有良好生物降解性、符合纖維環各向異性的納米纖維支架，可以模擬天然纖維環組織的超微結構和力學性能。此外，靜電紡絲纖維較大的比表面積類似于纖維環細胞 ECM 有利于細胞黏附和生長，為細胞提供了適宜的生存環境，因此靜電紡絲已經成為重造纖維環組織結構的理想技術。
2 用于纖維環組織工程的電紡材料
用于纖維環組織工程的電紡材料常為人工合成聚合物，例如：聚己烯內酯（polycaprolactone，PCL）、聚氨基甲酸酯（polyurethane，PU）、聚左旋乳酸（polylactic acid，PLLA）、聚乳酸乙醇酸（poly lactate glycollic acid，PLGA）、聚碳酸醚聚氨酯尿素［Poly（ether carbonate urethane）-urea，PECUU］等[14]，與天然聚合物（如殼聚糖、膠原蛋白、海藻酸鹽和透明質酸）相比，人工合成聚合物具有許多優點，如材料容易獲得、紡絲能力良好、力學性能好等，天然聚合物較低的機械性能與椎間盤組織較高的壓縮和拉伸模量不匹配，單獨由每種天然聚合物組成的支架都不足以作為一個組織工程的纖維環支架。因此，大多數研究都通過物理或化學上結合多種合成聚合物來制造支架。
2.1 PCL
PCL 是一種可生物降解的合成聚酯，經美國食品和藥物管理局和歐盟委員會批準廣泛用于醫療器械和藥物材料，其安全性可靠，具有廣泛良好的生物相容性、生物降解性和可紡性[15]。PCL 也具有疏水性、降解緩慢、楊氏模量低的特點。相較于其他合成聚合物，PCL 水解降解速度更慢，為了控制其分解時間，可以通過與其他生物可降解聚合物如聚乙烯醇或聚乙醇酸（polyglycolide，PGA）混合來調整支架水解的速度[16-17]。有研究對一種由靜電紡絲產生的 PCL 納米纖維支架進行了研究，并證明了其模擬天然纖維環的分層組織的能力，并再現了其在各向異性和非線性方面的力學性能[15，18]。雖然基于電紡絲 PCL 的雙層各向異性納米纖維層壓板復制了天然纖維環的層次結構，但其體內性能尚未得到評估。此后，Martin 等[19]后續研究測試了這種基于 PCL 的各向異性支架在體內的性能，測試結果顯示植入支架后鄰近的組織并沒有與人工纖維環完全整合，這可能是因為 PCL 的疏水性不利于細胞黏附。這一問題也是 PCL 支架的主要缺陷，可以采用在細胞培養基中潤濕支架、添加涂層或化學修飾的技術降低合成生物聚合物的疏水性和調整電紡纖維表面性能[20]，此外，將 PCL 與其他材料混合也能提高支架的親水性。
Kang 等[21]將電紡的 PCL 熔融層積成型技術（fused-deposit-modeling，FDM）的 PCL 微纖維結合，開發了一種多層納米纖維層次化排列的纖維環組織工程三維支架。這種三維多層支架結合了 FDM 微纖維的穩定特性和靜電紡納米纖維的可控特性，可以模擬 ECM 的結構，提供超高的表面積以改善骨髓間充質干細胞的附著和增殖。新設計的 PCL 支架采用兩種技術模擬了纖維環的天然三維結構，具有作為纖維環再生基質的潛力。
2.2 PU
PU 在醫學領域中運用廣泛，其制造過程簡單易控，可以制備成塑料、凝膠、薄膜、電紡納米纖維等各種材料，在體內分解為水和二氧化碳，對人體的毒性較小，具有較強的生物相容性、生物降解性和機械性能[22]，與 PU 材料相關的動物體內實驗之前已有過報道，將 PU 材料裝置移植到豬纖維環中后，實驗組表現出與正常對照組相似的生物力學特性[23]。近年來 PU 電紡絲纖維支架在纖維環組織工程中的研究也越來越深入，有研究使用電紡排列的聚碳酸酯聚氨酯納米纖維作為纖維環再生的支架，這種支架具有一致的降解速率和穩定的力學性能，其抗拉強度和纖維直徑也與原生組織相似[24-25]。Li 等[26]將雙相 PU 支架植入牛 椎間盤模型中，在動態負載的情況下對支架性能進行了評估，研究顯示支架有效恢復了椎間盤高度，并下調了分解代謝和上調了合成代謝基因的表達，對天然椎間盤細胞表現出了良好的生物相容性。PU 和 PCL 皆表現出了良好的性能，為比較出更適合纖維環組織工程的支架，Wismer 等[27]研究了基于纖維取向（定向或非定向）和聚合物（PCL 或 PU）組合的靜電紡絲納米纖維支架，并比較了它們的力學性能和對細胞黏附、細胞增殖、細胞表型和 ECM 產生的影響；其研究結果表明，與本研究中的其他納米纖維支架相比，定向 PU 納米纖維支架具有更顯著的優勢。
2.3 PLLA
PLLA 具有良好的生物相容性、低抗原性、低細胞毒性、可加工性和生物降解性，是一種很好的支架候選材料，目前已廣泛應用于生物工程和再生醫學等各種生物醫學領域，用于韌帶和藥物洗脫支架[28-29]。Vadalà 等[30]開發了一種具有轉化生長因子（transforming growth factor，TGF）-β的生物活性 PLLA 支架用于修復和再生損傷的纖維環，結果顯示 PLLA 支架表現出了良好的性能、增加了葡萄糖胺聚糖（glycosaminoglycan，GAG）和膠原沉積。Zhou 等[31]為了模擬更好的體內三維結構，制造了具有不同直徑的 PLLA 電紡纖維支架，研究了 PLLA 纖維直徑和循環拉伸應變對體外纖維環干細胞（annulus fibrosus-derived stem/progenitor cell，AFSC）的影響，并設定機械載荷來模擬天然纖維環組織的層次結構，得到了通過調節纖維直徑和機械刺激影響 AFSC 分化的結果。
2.4 PECUU
PECUU 是一種生物可降解聚碳酸酯，利用靜電紡絲技術，研究人員可以通過制造彈性可調節的 PECUU 支架來誘導干細胞向纖維環分化。Liu 等[32]在有序和隨機的 PECUU 纖維電紡絲支架上培養 AFSC，并比較了它們細胞取向和增殖的細胞行為，發現細胞在兩種支架上黏附和增殖無明顯差別，而細胞在有序的支架上沿纖維方向生長，表現出一種細長的形狀，產生了更多更好的Ⅰ型膠原蛋白和 GAG，這表明該有序 PECUU 支架更好地模擬了纖維環細胞的微環境，更有利于細胞向纖維環細胞分化。為進一步研究，Chu 等[33]設計了纖維大小不同的 PECUU 支架，發現 AFSC 的形態、黏附、表型和 ECM 表達均受纖維大小的顯著影響。
2.5 混合材料
為得到性能更好的纖維環組織工程支架，研究人員設計將不同的合成聚合物混合作為靜電紡絲的材料，以補償不同聚合物的缺點從而提供更優良的性能。如前所述，由于 PCL 電紡纖維具有良好的生物相容性等特點，PCL 已被研究用于纖維環組織工程。然而 PCL 較低的楊氏模量可能會導致人工纖維環的功能失效，這顯著影響了 PCL 支架的效果。為了克服這一限制，Shamsah 等[34]合成了一種具有高機械模量的生物相容性 PLLA 與 PCL 混合復合電紡纖維支架，研究證明 50∶50 混合物比僅有 PCL 的支架具有更高的力學性能，在體外表現出最佳的結構完整性，并提供了良好的細胞環境。為進一步研究，Shamsah 等[35]使用 50∶50 混合物，利用自動化細胞薄片軋制系統來創建 3D 環狀靜電紡絲結構，其中電紡纖維以角度層狀結構模擬纖維環，成功獲得了一個模擬天然纖維環結構的細胞雙層支架，為人工合成纖維環替代物提供了新策略。
3 靜電紡絲纖維性能的改進
3.1 電紡材料機械性能的改進
盡管模擬了 ECM 的各向異性結構，但有序的電紡絲纖維并不能復制支持多軸脊柱負荷所需的層次纖維環結構。天然的纖維環膠原層相對于脊柱軸的對角平面成 30 角排列，并在每一層的交替方向排列產生角層結構[36]。先進的制造策略主要集中在將 PCL 納米纖維片排列成纖維環層狀形狀，開發盤狀角層結構（disc-like angle-ply structures，DAPS）[19]。最近的研究工作還集中在 DAPS 與體外工程軟骨組織的整合上，以制造一種組織工程的纖維環-終板替代物，并開發一種適合作為椎間盤置換物的仿生椎間盤植入物[37]，此策略證明了將電紡絲纖維環等效物與其他組織工程策略結合起來開發整個椎間盤替代品具有良好的治療潛力和臨床可轉化性。
此外，盡管靜電紡絲在纖維環組織工程中具有很大的實用性，但仍需要解決孔隙大小的局限性。在標準條件下產生的電旋纖維極小的孔徑和高填充密度限制了細胞的滲入[38]。為了克服這一限制，在靜電紡絲過程中加入并移除犧牲成分（聚合物、鹽和冰晶）能在纖維網格中產生空隙空間，例如，水溶性聚合物聚乙烯氧化物（polyethylene oxide，PEO）已被用作犧牲纖維部分，可以擴大電紡纖維的孔隙以改善細胞的滲入和 ECM 沉積。
目前組織工程中靜電紡絲的研究方法大多是先制作電紡絲支架，隨后將細胞播種在支架上，這可能會導致細胞在支架結構上的不均勻分布，部分區域細胞增多而部分區域細胞較少，難以模擬體內復雜的環境[39]。為解決此問題，有研究在 2006 年首次引入了細胞靜電紡絲技術，利用改進的電紡工藝開發了具有活性生物支架[40]。此后，Yeo 等[41]將 3D 打印和細胞靜電紡絲技術結合在一起，以提供具有高機械強度的 3D 結構和用于骨再生的 ECM 樣結構，讓活細胞嵌入靜電紡絲中，利用細胞靜電紡絲技術開發出的電紡纖維可以為細胞提供高效和快速的營養交換空間，利于細胞間相互作用，使細胞在支架中均勻地分布。雖然細胞靜電紡絲技術仍處于起步階段，但諸如改進細胞與基質相互作用以及合并多種細胞類型的可能性等優點，可能為將來開發新型纖維環仿生支架提供新的方法。
靜電紡絲的另一個局限性是它用于承載組織工程的力學性能。由于聚合物經過一定時間后會發生降解，電紡支架的力學性能將逐漸喪失。向生物降解聚合物中添加一些如碳納米管[42]或鋁晶須[43]的具有抗性的材料可以提高支架的抗性和力學性能。此外，編織纖維束形成三維結構同樣可增強電紡纖維力學性能[44]。Ma 等[45]開發了一種用于纖維環組織工程的雜交支架。該復合支架由傳統靜電紡絲排列納米纖維支架和靜電紡絲排列納米紗支架組成。該雜交支架在一定程度上復制了纖維環組織的抗拉強度、軸向壓縮和各向異性特性，其拉伸性能與天然纖維環組織的性質相似。
3.2 電紡材料的功能化
化學、生物功能化為改善基于靜電紡絲的組織工程策略提供了更多的可能性。化學功能化策略已被用于增加纖維環組織工程中細胞的附著和增殖。例如，將陰離子二羥基低聚物（anionic dihydroxyl oligomer，ADO）摻入 PU 電紡絲支架中，增加了材料的表面能，降低了表面疏水性，從而改善了細胞附著、增殖和膠原蛋白的沉積[24-25]。
生物功能化也能提高電紡絲纖維的功能，支架可以通過封裝不同的生物活性劑，如生長因子或細胞因子，它們可以調節種子細胞的行為。例如，用 TGF-β1 功能化的 PLLA 電紡絲支架，在電紡絲之前加入到聚合物溶液中，已被證明可以改善纖維環細胞的 GAG 分泌和膠原蛋白沉積[30]。此外，由于在纖維環區域的 ECM 中Ⅰ型膠原分布較多而蛋白多糖組成較少，而髓核區域的Ⅱ型膠原和蛋白多糖成分較多[46]。將胰島素-轉鐵蛋白-硒和脯氨酸、地塞米松和丙酮酸添加到培養基中，能夠促進Ⅰ型膠原在外部區域聚集而Ⅱ型膠原在內部區域積累，復制天然組織的 ECM 分布[47]。由于 ECM 成分對維持細胞表型的有益影響，可以將脫細胞化 ECM 加入聚合物溶液后靜電紡絲，以提高生物相容性、機械穩定性、和降解率[48]。Liu 等[49]利用同軸靜電紡絲技術制備了脫細胞纖維環基質（decellularized annulus fibrosus matrix，DAFM）/PECUU 共混靜電紡絲支架，在 DAFM/PECUU 靜電紡絲支架上培養纖維環來源的干細胞，結果表明，纖維環來源干細胞在支架上增殖良好，基因表達和 ECM 分泌量均高于純 PECUU 纖維支架。
與人工合成聚合物相比，天然聚合物具有更好的生物學特性。在人工合成纖維中加入天然大分子可以提高電紡絲纖維的親水性、生物活性和力學性能，以更好地組織再生[50]。例如，膠原蛋白和透明質酸是人類軟骨 ECM 的成分并且具有良好的細胞粘附特性，它們在靶組織的細胞增殖和組織再生方面具有優勢；殼聚糖和透明質酸具有抗菌和抗炎特性，這有利于減弱組織工程支架植入機體后產生的副作用。此外，將纖維環和髓核組織工程結合起來的仿生支架已成為新的策略，將靜電紡納米纖維與水凝膠相結合的方法在椎間盤再生方面有顯著的進展。
Nesti 等[51]首次展示了一種利用靜電紡納米纖維構建的椎間盤復合結構，研制了一種透明質酸水凝膠包被 PLLA 靜電紡絲納米微球的雙相支架，這種復合結構的支架能更好地模仿天然椎間盤的性能。Nerurkar 等[52]使用定向 PCL 納米纖維制備了高度仿生支架，以電紡纖維形成纖維環區域，瓊脂糖形成核心髓核區域。這種新型支架能夠再現組織的微觀結構，兩個區域內的細胞形態與天然組織中的細胞相似，在纖維環區域的細胞沉積基質呈現角度層狀排列。之后，Lazebnik 等[53]也使用 PCL 納米纖維和瓊脂糖水凝膠獲得了一種仿生椎間盤支架，但在制作方法上與上述工作有所不同，首先制作環狀環向 PCL 納米纖維并將其與細胞接種，然后將細胞瓊脂糖溶液在中心凝膠化，形成具有纖維環和髓核等區域的支架。
PLGA 是 PLA 和 PGA 的共聚物，具有有利的力學性能、生物降解和生物相容性[54]，已被美國食品和藥物管理局批準用于人體[55-56]。但由于 PLGA 材料的細胞黏附性能相對較低，目前椎間盤組織工程中 PLGA 對椎間盤再生的研究并不多，大多數研究集中在 NP 恢復上，為解決細胞黏附性這一問題，Yang 等[57]用同軸電紡絲合成并在體內評估了一個 3D 組織工程全椎間盤，該椎間盤由 PCL/PLGA/Ⅰ型膠原蛋白圍繞藻酸鹽水凝膠核組成，由于添加了膠原蛋白提高了細胞黏附能力，該結構在結構和功能特性方面表現出良好的結果，較大程度地模擬了天然組織。
4 問題和展望
IDD 是世界范圍內的一個重大健康問題。保守治療和手術治療并不能促進長期的組織再生，也不能恢復天然的組織功能。由于仿生支架的成本更低、更好的效率和生物相容性以及可調性，因此獲得了研究人員和研究所的更多關注。雖然目前仍處于實驗階段，但靜電紡絲在組織工程的纖維環修復、替換和再生方面具有巨大的潛力。研究人員可以應用不同結構、性能的材料，利用不同的加工程序來合成適合移植的支架（表1）。
表1
靜電紡絲纖維在纖維環再生中的應用研究
然而，使用靜電紡絲作為替代纖維環的支架仍然具有一些局限性。由于合成中靜電紡絲的沉積速度較慢，僅依靠靜電紡絲技術合成仿生纖維環支架會耗費大量的時間。另外，定制不同患者的纖維環支架需要準備不同的模具，在定制過程中會花費不低的價格。孔隙率同樣也是一個棘手的問題，靜電紡絲纖維材料的孔徑較小，大多數細胞在播種后只在表面附著和擴散，很少有細胞能浸潤到支架的深層區。雖然目前已有 PEO 用于增加孔隙率和孔徑，但該方法仍不能將孔徑擴大到適合細胞浸潤的孔，需要改進方法來增加靜電紡絲纖維的孔隙率和孔徑。此外，采用靜電紡絲法很難制造出與天然纖維環厚度相匹配的支架，許多研究者只將其作為細胞裝載器、藥物載體，如何制造較厚的支架也是一個問題。
結合現有研究，本研究認為以下方面可能是未來的靜電紡絲技術在纖維環組織工程中的發展方向。首先，纖維環替代物是作為提供機械支撐的部件，開發更高拉伸和壓縮性能的靜電紡絲可以匹配天然纖維環的功能。其次，混合材料與單一結構材料的靜電紡絲纖維相比在力學性能和細胞相容性方面具有優勢，并且在天然大分子中的多個官能團可以為藥物或生物分子的結合提供位點，為天然大分子與人工聚合物結合的混合材料載藥或載生物分子提供了巨大的潛力。此外，基于靜電紡絲技術的纖維環組織工程在臨床轉化過程中還需要克服有限的可重現性和昂貴的成本問題。未來的研究將集中于這些問題的優化，以設計具有最佳結構、生物力學和生物學特性的仿生支架。
利益沖突：所有作者聲明不存在利益沖突。
