一、研究背景

组织工程是一个跨学科研究领域，旨在开发与活细胞和生物材料相结合的治疗产品，以修复或替代受损组织和器官（Mandrycky 等人，2017 年；Rustad 等人，2010 年；Shieh 和 Vacanti，2005 年）。大多数工程组织依赖于三维（3D）结构，活细胞在其中播种和生长（Javaid 和 Haleem，2020 年；Marga 等人，2012 年；Zadpoor 和 Malda，2017 年）。复杂组织工程器官合成的最大障碍之一是缺乏适当的微循环网络。微循环系统包括微血管，如动脉、静脉和毛细血管网（Paula 等人，2010 年）。毛细血管网由单层内皮壁组成，负责供应重要的营养物质和氧气，并清除器官或组织不同部位的废物（Taylor 和 Moore，1999 年）。 单个毛细血管分支可在其附近几百微米（约 200-300 微米）范围内交换液体（Sukmana，2012 年）。如果缺乏分布合理的毛细血管网，就会形成坏死核心，影响工程组织或器官的功能（Chang 和 Niklason，2017 年；Sharma 等人，2019 年；Vajda 等人，2021 年）。由于血管化的挑战，目前工程组织在临床上的成功应用仅限于皮肤或软骨等较薄或有血管的组织。要扩大组织工程的应用范围，必须在三维生物构建物中加入适当的毛细血管网络。

最近，人们正在研究用不同的方法合成灌注有微血管网络的器官和组织。血管技术包括支架细胞化技术和生长因子诱导细胞培养技术。最常见的工艺包括使用血管内皮生长因子（VEGF）的支架功能化、多细胞球形培养、微流控、模块化组装、基于光刻技术的图案化灌注、动静脉（AV）环、皮瓣技术、血管新生等（Laschke 和 Menger，2016 年；Lovett 等，2009 年；Neumann 等，2003 年；Tien，2011 年）。与随机形成的细胞技术相比，基于支架的微血管具有快速原型、定制和形成复杂模拟结构的优势。目前正在研究不同的微制造技术，以便为人造器官的微血管合成理想的生物仿真支架结构。一些著名的工艺，如光刻、立体光刻、喷墨打印、激光辅助生物打印、铸造等，在制造用于合成人工血管移植物的大小血管支架方面都取得了显著进展（Vyas 等，2017 年）。但这些制造方法很难制造出直径结构小于 10 µm 的通道，而这正是人类毛细血管的平均尺寸（不列颠百科全书）。使用生物激光打印方法在水凝胶上自导组装细胞已显示出毛细管网络制造的潜力，但仍处于早期开发阶段（Wu 和 Ringeisen，2010 年）。

电纺丝（ES）是一种能在纳米/微米尺度上生成管状纤维的制造工艺（Teo 和 Ramakrishna，2006 年）。该工艺可为人体最小的血管（即毛细血管）制造管状支架。电压、聚合物溶液粘度、针穿越速度、纺丝距离等工艺参数可在 ES 工艺中广泛控制纤维形态（Beachley 和 Wen，2009 年；Haider 等人，2018 年；Li 和 Wang，2013 年 b）。

纺丝距离是一个重要参数，它会导致纤维形态和直径的变化。本研究假设，随着喷丝头与收集器之间距离的渐变，收集器上将形成不同直径的连续和相互连接的纤维。由此形成的纤维结构应模仿微血管网络的形态。为了验证这一假设，我们使用线性横移喷丝板在一个轮廓收集面上电纺纤维。结果表明，这种技术可用于形成类似于动脉毛细血管结构的连续分支纤维结构（图 1）。

图1.人体动脉小动脉-毛细血管-微血管网络的简化代表图像

 

二、摘要

创建用于组织工程的三维（3D）细胞融入构建体的能力已取得巨大进步。限制组织工程临床应用的主要挑战之一是无法在三维构造中形成足够的毛细血管。缺乏功能性毛细血管网络供应营养和氧气会导致细胞存活率低下。本文介绍了近场电纺丝（ES）技术，该技术可制造出模仿毛细血管形态的支化微纤维结构。聚己内酯溶液被电纺丝到一个倾斜的收集器上，从而使纤维的形态和几何形状发生变化。通过适当控制溶液粘度和电纺电压，单根纤维分散成分支纤维网，然后在收集器上汇聚成单根纤维。所获得的纤维两端直径小于 100 微米，盘绕和分枝的纤维直径小于 10 微米，模拟了动脉毛细血管-小血管结构。这种结构在近场 ES 中的形成在很大程度上取决于溶液的粘度。低粘度溶液会形成珠状和不连续的线状结构，因此无法实现所需的结构。PCL 纤维的分枝是由于电流体力学不稳定性造成的。从笔直的大纤维过渡到较小的盘绕/分支纤维并非一蹴而就，而是在 1.5 厘米的水平区域内进行。目前的工作表明，采用谷形收集器电纺丝茎-支-茎纤维结构是可行的，具有组织工程应用的潜力。

 

三、结论

这项研究证明了近场 ES 使用改良的收集器底座制造不同形态纤维的可行性。SCD 的移动是通过在轮廓收集器上驱动喷丝板来实现的。这有助于在生产过程中改变 ES 的一个参数，从而改变纤维的直径和取向。据观察，在一定的粘度范围以下，IP 或 FP 区域都无法获得均匀的纤维边界。在 MP 区域，所有浓度的溶液都会产生直径小于 10 µm 的卷曲纤维。较高浓度的溶液在 IP 和 FP 区域产生了约 100 微米的均匀纤维，而在 MP 区域则产生了 10 微米的盘绕纤维。汇聚区和发散区显示了 SCD 变化对打发过程的影响。SCD 的变化导致大直径纤维从发散区（SCD = 0.7 厘米左右）开始分支成小直径盘绕纤维，反之亦然。从单根大纤维到较小的分枝/盘绕纤维的过渡发生在倾斜平面上，由于开始出现鞭打不稳定性，沉积的纤维逐渐变窄和分枝。在收集器的倾斜部分，鞭打不稳定性使纤维直径从 0.6 厘米-0.9 厘米的 SCD 开始拉伸和收缩。纤维的横向分支是由于先前文献中提出的电流体力学不稳定性而产生的。获得的纤维形态类似于人体中的动脉毛细血管结构。该实验验证了用梯度 SCD 进行近场电纺丝将产生类似于天然微血管网络的分支微纤维结构的假设。未来的实验范围包括使用芯鞘电纺丝技术复制该结构，以制造出具有不同几何形状和形态的空心管状结构，用于内部细胞培养。在制作的支架上播种内皮细胞和平滑肌细胞培养的芯鞘空心结构将为该技术在合成组织或器官血管化中的可用性提供宝贵的见解。

 

图2.ES 实验装置

 

图3.a 3D打印的可变高度聚乳酸（PLLA）集电极底座。 b 附在集电极底座上的

 

图4.15%溶液浓度下 MP 区支化微纤维的扫描电镜图像