陳臘梅, 曹 婕, 葉 霖,2, 張愛英,2, 馮增國,2

(1. 北京理工大學材料學院, 北京 100081;2. 結(jié)構(gòu)可控先進功能材料和綠色應用北京市重點實驗室, 北京 100081)

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同軸靜電紡絲法制備具有核-殼纖維結(jié)構(gòu)的多功能敷料

陳臘梅1, 曹 婕1, 葉 霖1,2, 張愛英1,2, 馮增國1,2

(1. 北京理工大學材料學院, 北京 100081;2. 結(jié)構(gòu)可控先進功能材料和綠色應用北京市重點實驗室, 北京 100081)

利用同軸靜電紡絲制備了具有核殼結(jié)構(gòu)納米纖維的未交聯(lián)敷料, 其中纖維內(nèi)核為載有抗菌藥物莫匹羅星的聚己內(nèi)酯(PCL), 外殼則由載有麻醉劑利多卡因的膠原構(gòu)成; 通過京尼平將膠原外殼交聯(lián)后得到交聯(lián)敷料. 用掃描電子顯微鏡(SEM)和透射電子顯微鏡(TEM)觀察了未交聯(lián)敷料的表面形貌和纖維的核殼結(jié)構(gòu). 體外藥物釋放實驗結(jié)果表明, 在2種敷料中, 2種藥物在1 h內(nèi)均出現(xiàn)了突釋現(xiàn)象, 而在隨后的60 h中, 2種藥物均能從敷料中緩慢釋放出來, 說明2種敷料均具有較好的持續(xù)止痛與抗菌性能. 二辛可寧酸(Bicinchonininc acid, BCA)蛋白測試結(jié)果表明, 未交聯(lián)敷料外殼上的膠原蛋白能夠持續(xù)地釋放出來. 體外細胞培養(yǎng)結(jié)果表明, 與交聯(lián)敷料相比, 未交聯(lián)敷料能夠更好地促進成纖維細胞L929的黏附和生長, 具有更好的促進傷口愈合作用. 體外抗菌實驗結(jié)果顯示, 負載了莫匹羅星的2種敷料的抗菌性能均明顯高于對照組, 具有良好的抗菌性能.

同軸靜電紡絲; 多功能敷料; 膠原; 體外抗菌; 細胞黏附

醫(yī)用敷料是重要的輔助醫(yī)療用品, 主要用于外科創(chuàng)傷、 燒傷和各種慢性病引起的皮膚潰爛的治療[1]. 早期的敷料僅具有簡單保護和防止感染的單一功能. 隨著醫(yī)療技術(shù)的不斷發(fā)展, 具有減輕患者痛苦、 可吸收滲出液和抗菌以防止感染、 減少疤痕與收縮、 促使愈合等作用[2,3]的功能性敷料應運而生, 并在臨床上承擔起越來越重要的作用[4].

電紡絲技術(shù)在敷料制備中具有出色的可調(diào)控性, 通過電紡絲技術(shù)制備的敷料也具有透氣及比表面積大等優(yōu)點, 已逐漸成為醫(yī)用敷料制備的主流技術(shù)之一[5～9]. 無論是聚乳酸、 聚己內(nèi)酯[6]、 聚氨酯[2]及聚乙烯醇等人工合成材料, 還是纖維素、 殼聚糖[10]、 明膠[2]、 膠原等天然材料, 都可以通過靜電紡絲制成醫(yī)用敷料[10～16]. 利用靜電紡絲技術(shù)的可負載性, 將具有抗菌、 止痛、 促進愈合等作用的功能性物質(zhì)引入到敷料纖維結(jié)構(gòu)中[17～19], 可得到功能性醫(yī)用敷料. Deng等[20]將抗菌藥恩氟沙星負載在聚偏氟乙烯(PVDF)纖維中, 制得了對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌具有明顯抑制作用的抗菌性醫(yī)用敷料. 袁曉燕等[21,22]利用同軸靜電紡絲技術(shù)制備了具有核殼纖維結(jié)構(gòu)的敷料, 這種敷料能夠有效地促進傷口愈合, 在組織工程人工皮膚領(lǐng)域具有很好的應用前景.

膠原具有良好的生物相容性和促進細胞增殖的特點[23], 聚己內(nèi)酯(PCL)具有良好的紡絲性能和優(yōu)良的力學性能, 結(jié)合二者的特點, 本文以負載麻醉劑利多卡因的膠原為外殼, 負載抗菌藥物莫匹羅星的PCL為內(nèi)核, 采用同軸靜電紡絲技術(shù)制備了具有核殼纖維結(jié)構(gòu)的未交聯(lián)敷料, 通過京尼平交聯(lián)未交聯(lián)敷料的膠原外殼, 得到交聯(lián)敷料. 纖維的膠原外殼在敷料使用時將直接和傷口接觸, 以利用其良好的生物相容性和促愈合性; 置于內(nèi)核的PCL則負責提供機械強度和維持敷料使用時的形狀完整性. 外殼所負載的利多卡因是臨床常用的局部麻藥, 吸收后可以有效抑制人體的疼痛感; 內(nèi)核層載有的抗生素莫匹羅星則可以用于預防和治療各種細菌性皮膚感染, 對傷口的感染起到良好的預防作用[24].

1 實驗部分

1.1 試劑與儀器

聚己內(nèi)酯(PCL, 分子量10×104)、 二氯甲烷、 乙腈(色譜級)、 磷酸二氫鈉和磷酸氫二鈉, 分析純, 天津韋斯化學品有限公司; Ⅰ型膠原蛋白, Sigma Aldrich公司; 六氟異丙醇, 分析純, 北京天寶錦華化學試劑公司; 利多卡因(純度98%), 北京耦合科技有限公司; 莫匹羅星, 北京精華耀邦醫(yī)藥科技有限公司; 二辛可寧酸(Bicinchonininc acid, BCA)試劑盒, 北京索萊寶科技有限公司.

SS-2564型高壓靜電紡絲儀, 北京永康樂業(yè)科技發(fā)展有限公司; DZF-6020型真空干燥箱, 上海博迅實業(yè)有限公司; UV-1800型紫外分光光度計, 日本島津公司; Tracer-100型傅里葉變換紅外光譜(FTIR)儀, 日本島津公司; S-4800型場發(fā)射掃描電子顯微鏡(SEM), 日本日立株式會社; JEM-2100F型透射電子顯微鏡(TEM),日本電子株式會社; L-20A型高效液相色譜(HPLC)儀, 日本島津公司; DXLL-5000型萬能拉力機, 上海德杰儀器設(shè)備有限公司.

1.2 敷料的制備

以六氟異丙醇為溶劑配制0.1 g/mL的Ⅰ型膠原蛋白溶液, 加入0.015 g/mL的利多卡因作為外層紡絲液; 以二氯甲烷為溶劑配制0.2 g/mL的聚己內(nèi)酯(PCL)溶液, 并加入0.08 g/mL的莫匹羅星作為內(nèi)層紡絲液; 將2種溶液分別加入2個注射器中, 由同軸針頭連接形成同軸結(jié)構(gòu)進行高壓靜電紡絲, 紡絲參數(shù): 正電壓17 kV, 負電壓-3 kV; 內(nèi)層PCL流速為3 mL/h, 外層膠原為1 mL/h; 接收距離為15 cm. 將得到的敷料于室溫下真空干燥24 h, 得到未交聯(lián)敷料.

將未交聯(lián)敷料浸泡在0.1 g/mL的京尼平的乙醇溶液中, 交聯(lián)3 h, 用乙醇洗滌敷料3次, 于室溫下真空干燥24 h, 得到交聯(lián)敷料.

1.3 溶脹率和拉伸強度測試

剪取3份面積約4 cm2的未交聯(lián)或交聯(lián)敷料并稱重, 在磷酸緩沖溶液(PBS)中進行吸水實驗, 在設(shè)定的時間點取出敷料, 用濾紙吸除其表面的水分后稱重, 根據(jù)下式計算敷料溶脹率(SR):

SR=(me-md)/md

式中:me和md分別為敷料溶脹平衡和干燥時的質(zhì)量[25].

用DXLL-5000型電子萬能實驗機測定2種敷料的拉伸強度和斷裂伸長率. 將2種敷料分別切成工字型樣條, 樣條測試范圍長20 mm, 拉伸速度50 mm/min; 每個樣品分別平行測試3個樣條取平均值.

1.4 體外藥物釋放和細胞黏附實驗

剪取3份面積約4 cm2的未交聯(lián)或交聯(lián)敷料稱重, 用pH=7.4的PBS緩沖液浸泡, 置于37 ℃恒溫搖床中進行莫匹羅星和利多卡因的釋放實驗. 每份試樣用3 mL PBS浸泡并定時取樣, 每次取出1 mL釋放液的同時補充1 mL PBS溶液, 直到取樣結(jié)束. 采用HPLC測試莫匹羅星和利多卡因的含量, 用乙腈-磷酸二氫鈉溶液(0.1 mol/L)作為流動相, 流速比為1∶1, 總流速0.4 mL /min, 在230 nm波長下檢測莫匹羅星的含量[26]; 用乙腈-磷酸緩沖液(pH=8.0)作為流動相, 流速比1∶1, 總流速0.4 mL/min, 在254 nm波長下檢測利多卡因的含量[27].

未交聯(lián)敷料膠原外殼的釋放采用BCA法測定. Solarbio型BCA蛋白濃度測定試劑盒內(nèi)含: BCA試劑100 mL, Cu試劑3 mL, PBS稀釋液30 mL及5 mg/mL的BSA(牛血清蛋白)標準液1 mL. 使用過程中將BCA試劑與Cu試劑按體積比50∶1配制成BCA工作液, 并用PBS溶液將標準BSA蛋白分別稀釋至0, 0.1, 0.2, 0.3, 0.4和0.5 mg/mL, 根據(jù)BCA試劑盒操作手冊建立標準曲線. 采用與莫匹羅星和利多卡因釋放實驗相同的實驗條件得到待測膠原溶液, 利用紫外分光光度計和標準曲線標定待測液中膠原的濃度, 從而得到膠原釋放曲線.

將敷料用乙醇浸泡30 min, 消毒, 制成合適的尺寸固定于24孔板底部, 將L-929細胞以1×105Cell/mL的密度接種在敷料上, 每孔1 mL細胞懸液, 1 mL Dulbecco’s Modified Eagle Medium(DMEM)培養(yǎng)介質(zhì), 接種后放入5%CO2(體積分數(shù))和37 ℃的培養(yǎng)箱中培養(yǎng), 每2 d更換一次培養(yǎng)介質(zhì), 培養(yǎng)5 d后取出并固定. 冷凍干燥后噴金, 用SEM觀察細胞在材料表面的黏附生長情況.

1.5 抗菌性能測試

采用金黃色葡萄球菌(ATCC6538)以平行劃線法測定2種敷料的抗菌性能. 在無菌培養(yǎng)皿中裝入無菌瓊脂, 待瓊脂凝固后用一根直徑4 mm的接種環(huán)蘸滿稀釋培養(yǎng)液, 在瓊脂表面劃5條長約60 mm, 間隔10 mm, 并且覆蓋培養(yǎng)皿中間區(qū)域的接種線; 然后將25 mm×50 mm的未交聯(lián)或交聯(lián)敷料樣片貼在瓊脂表面, 輕壓試樣以保證其與瓊脂表面緊密接觸, 在(37±2) ℃下培養(yǎng)18～24 h; 觀察樣品邊緣的抑菌區(qū)并計算其抑菌寬度, 同時觀察樣片底部細菌生長情況. 取樣片邊緣到菌種生長區(qū)域的距離作為抗菌區(qū)寬度.

2 結(jié)果與討論

2.1 敷料的表征

圖1(A)為未交聯(lián)敷料的SEM照片. 可以看出, 敷料呈現(xiàn)良好的納米纖維無規(guī)交疊結(jié)構(gòu), 并且具有多孔結(jié)構(gòu), 纖維直徑為200～800 nm, 說明利用同軸靜電紡絲制備了未交聯(lián)敷料, 其中的多孔結(jié)構(gòu)可以保證敷料的透氣性, 也是敷料制備中必須滿足的前提條件. 圖1(B)為交聯(lián)敷料的SEM照片. 與圖1(A)相比, 交聯(lián)前后敷料的形貌與納米纖維直徑均沒有明顯的變化, 交聯(lián)后敷料仍舊保持良好的納米纖維無規(guī)交疊結(jié)構(gòu).

Fig.1 SEM images of uncrosslinked(A) and crosslinked(B) PCL/Collagen nanofibers

圖2為未交聯(lián)敷料中納米纖維的TEM照片, 可以看到明顯的核殼結(jié)構(gòu), 而且大部分纖維均具有核殼結(jié)構(gòu). 圖2插圖給出了較大倍數(shù)下單根纖維的照片, 可以看出不同部位的核層和殼層尺寸較均勻.

Fig.2 TEM image of the core shell structure of uncrosslinked dressingInset: magnification image.

未交聯(lián)敷料的拉伸強度和斷裂伸長率分別為(0.83±0.05) MPa和(577±6)%; 交聯(lián)敷料的拉伸強度和斷裂伸長率分別為(1.27±0.18) MPa和(793±13)%. 可以看出, 經(jīng)過京尼平交聯(lián)后, 交聯(lián)敷料的拉伸強度和斷裂伸長率顯著提高. 交聯(lián)敷料具有更強的拉伸強度和斷裂延伸率, 能夠更好地在使用中保持敷料的機械強度和結(jié)構(gòu)完整性.

圖3給出2種敷料的溶脹率曲線. 由圖3可見, 交聯(lián)敷料的溶脹率明顯大于未交聯(lián)敷料, 交聯(lián)敷料在3 h左右即達到平衡溶脹率, 未交聯(lián)敷料則在12 h左右達到平衡. 在交聯(lián)敷料中只發(fā)生膠原外殼的溶脹吸水過程; 但在未交聯(lián)敷料中則存在膠原的吸水和未交聯(lián)膠原在水中的溶解失重2個相反的過程. 由于未交聯(lián)敷料中外殼膠原會因溶解而大量損失, 其平衡溶脹率遠低于交聯(lián)敷料. 因此, 交聯(lián)敷料溶脹率的提高說明膠原外殼中發(fā)生交聯(lián). 交聯(lián)之后敷料的吸水性明顯增強, 當其與傷口接觸時能更好地吸收滲出液從而減少患者的不適感; 未交聯(lián)的敷料中溶解的膠原則可促進真皮和成纖維細胞的生長, 對傷口的愈合有很好的促進作用.

Fig.3 Swelling ratio of crosslinked(a) and uncrosslinked(b) dressing

Fig.4 IR spectra of collagen(a), crosslinked(b) and uncrosslinked(c) dressings

2.2 敷料中利多卡因和莫匹羅星的體外釋放行為

圖5給出2種敷料的利多卡因的累積釋放曲線. 由圖5可見, 交聯(lián)敷料在相同時間內(nèi)的累積釋放量均大于未交聯(lián)敷料, 在1 h左右2種敷料均存在突釋現(xiàn)象. 這可能是由附著在電紡絲納米纖維表面的利多卡因引起的, 突釋現(xiàn)象的存在使敷料可以在短時間內(nèi)發(fā)揮止痛作用. 在1～67 h之間, 2種敷料均呈現(xiàn)明顯的藥物緩釋段, 說明敷料具有長期的止痛功效. 未交聯(lián)敷料在緩釋段具有更多的累積釋放量(其緩釋段曲線更為陡峭), 這是由于利多卡因在乙醇中也具有一定的溶解性, 當使用京尼平的乙醇溶液制備交聯(lián)敷料時, 纖維外殼中的利多卡因可能會遷移至纖維外殼的表面. 當體外釋放實驗開始時大量的利多卡因會從纖維外殼表面被突然釋放出來, 這可能是在突釋段交聯(lián)敷料的利多卡因釋放量遠大于未交聯(lián)敷料的原因. 由于纖維中大量的利多卡因已被釋放出來, 在緩釋階段交聯(lián)敷料的累積釋放量反而小于未交聯(lián)敷料. 圖6為2種敷料中莫匹羅星的體外釋放曲線. 由圖6可知, 2種敷料的釋放曲線也分為突釋段和緩釋段, 但交聯(lián)敷料的累積釋放量在兩段中均大大低于未交聯(lián)敷料. 由于莫匹羅星被負載于纖維的PCL內(nèi)核中, 其釋放需要通過膠原外殼. 交聯(lián)后膠原外殼形成類似水凝膠的交聯(lián)網(wǎng)絡(luò), 阻礙了藥物的快速釋放. 而莫匹羅星為疏水性藥物, 使得其通過膠原水凝膠外殼的釋放更為緩慢. 可見, 2種敷料整體上均呈很好的藥物控釋性能, 使得2種敷料可以在較長時間內(nèi)具有一定的止痛和抗菌作用, 從而延長敷料的使用時間, 減少患者的換藥次數(shù).

Fig.5 In vitro releasing curves of Lidocaine of crosslinked(a) and uncrosslinked(b) dressings

Fig.6 In vitro releasing curves of Mupirocin of crosslinked(a) and uncrosslinked(b) dressings

2.3 未交聯(lián)敷料中膠原的體外釋放和細胞黏附行為

Fig.7 In vitro releasing curve of collagen of uncrosslinked dressing

圖7為未交聯(lián)敷料中膠原的體外釋放曲線. 由圖7可見, 其釋放曲線也分為突釋段和緩釋段. 未交聯(lián)敷料在釋放出所負載的2種藥物的同時也釋放出一定量的膠原, 而膠原對成纖維細胞和真皮細胞的生長有良好的促進作用, 表明未交聯(lián)敷料具有良好的促愈合作用. 而在交聯(lián)敷料中, 由于交聯(lián)后膠原分子從線型結(jié)構(gòu)轉(zhuǎn)化為網(wǎng)狀結(jié)構(gòu), 交聯(lián)后的膠原無法再從敷料中釋放出來.

圖8為將L929細胞在未交聯(lián)和交聯(lián)敷料上培養(yǎng)5 d后, 2種敷料表面的SEM照片. 可以看出, 2種敷料上都有細胞黏附和生長, 說明兩者都具有一定的生物相容性. 但未交聯(lián)敷料上具有比交聯(lián)敷料更高的細胞密度, 說明未交聯(lián)敷料具有更好的生物相容性. 這可能是未交聯(lián)敷料能夠釋放出膠原蛋白, 從而更好地促進L929細胞的黏附和生長. 說明雖然2種敷料均具有一定的促愈合作用, 但其中未交聯(lián)敷料具有比交聯(lián)敷料更佳的促愈合作用.

Fig.8 SEM images of uncrosslinked dressing(A) and crosslinked dressing(B) cell attachment

2.4 體外抗菌性能

圖9給出敷料對金黃色葡萄球菌的體外抗菌實驗結(jié)果. 從圖9可知, 未載藥的未交聯(lián)敷料的抑菌區(qū)域?qū)挾葹榱? 沒有任何抗菌性能; 未載藥的交聯(lián)敷料則有一定的抑菌功能, 其抑菌區(qū)域?qū)挾燃s為9.2 mm. 載藥后2種敷料具有非常明顯的抑菌功能; 其中載藥交聯(lián)敷料的抑菌區(qū)寬度約為16.0 mm, 而載藥未交聯(lián)敷料的抑菌區(qū)域?qū)挾燃s為15.0 mm. 說明本文制備的2種載藥多功能敷料均具有很好的抑菌能力. 由于負載莫匹羅星的2種敷料具有比未負載莫匹羅星的敷料更好的抗菌能力, 說明敷料的抗菌能力來自負載的莫匹羅星. 此外, 從圖9還可以看到, 京尼平交聯(lián)敷料樣品(載藥和不載藥)的抗菌區(qū)呈現(xiàn)深色, 這是京尼平交聯(lián)后部分殘留副產(chǎn)物滲出所導致的. 而未載藥的交聯(lián)敷料相比未載藥的未交聯(lián)敷料具有的一定的抗菌性能也可能和交聯(lián)敷料中殘留的副產(chǎn)物有關(guān).

Fig.9 Antibacterium result of the wound dressings(A) Uncrosslinked dressing without drugs; (B) crossslinked dressing without drugs; (C) crosslinked dressing with drugs; (D) uncrosslinked dressing with drugs.

2.5 2種敷料的比較

具有核殼結(jié)構(gòu)的未交聯(lián)敷料由于構(gòu)成纖維外殼的膠原具有水溶性, 因此在敷料使用過程中部分膠原外殼可能會被溶解掉. 這時由于內(nèi)核中PCL的存在, 敷料仍舊可以在一定程度上保持其結(jié)構(gòu)完整性并維持相當?shù)牧W性能, 而溶于水的膠原被傷口吸收后又具有很好的促愈合作用. 因此不交聯(lián)外殼膠原, 直接使用未交聯(lián)敷料也是一種很好的選擇. 作為美國FDA所批準使用生物材料之一, PCL具有一定的生物相容性和可降解性. 當部分膠原外殼被溶解掉而使得PCL內(nèi)核暴露出來與傷口相接觸時, PCL的生物相容性可以確保傷口繼續(xù)愈合. 而PCL的可降解性能則使得可以采用環(huán)境友好的方式對使用后敷料進行后處理.

從提高敷料的強度和維持使用中的結(jié)構(gòu)完整性的角度出發(fā), 則應進一步交聯(lián)敷料中的膠原外層得到交聯(lián)敷料. 京尼平是梔子苷經(jīng)β-葡萄糖苷酶水解后的產(chǎn)物, 是一種優(yōu)良的天然生物交聯(lián)劑[27], 與戊二醛等傳統(tǒng)交聯(lián)劑相比, 其生物毒性非常小. 因此, 本文采用京尼平作為交聯(lián)劑制備交聯(lián)敷料. 與未交聯(lián)敷料相比, 交聯(lián)敷料具有更好的力學性能和更大的溶脹率, 因而可以有效地吸收傷口滲出液并在長期使用中維持敷料的結(jié)構(gòu)完整性.

3 結(jié) 論

通過同軸電紡絲技術(shù)制備了由具有核殼結(jié)構(gòu)的納米纖維所構(gòu)成的未交聯(lián)敷料, 且在敷料纖維的外殼和內(nèi)核之中分別負載了利多卡因和莫匹羅星, 利用京尼平的乙醇溶液交聯(lián)未交聯(lián)敷料后得到交聯(lián)敷料. 結(jié)果表明, 未交聯(lián)敷料具有更佳的促愈合性能; 而交聯(lián)敷料則具有更高溶脹率和力學強度, 更適合作為濕性敷料使用并在吸收傷口滲出液, 在耐長期使用性等方面具有優(yōu)勢.

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[23] Chen L., Study and Fabricate on a Novel Human-like Collagen(HLC)/chitosan Complex Nano Fibrous Scaffold by Electrospinning, Northwest University, Xi’an, 2010(陳嵐. 新型類人膠原蛋白-殼聚糖靜電紡絲納米纖維結(jié)構(gòu)組織工程支架的構(gòu)建與研究, 西安: 西北大學, 2010)

[24] Thakur R. A., Florek C. A., Kohn J.,InternationalJournalofPharmaceutics, 2008, 87—93

[25] Xu X. L.,StudyonthePreparationandEnvironmentalismPactofNewWoundDressing-gelatin-basedAntibacterialNanofiberHydrogel, Donghua University, Shanghai, 2009(徐雄立. 新型醫(yī)用敷料----明膠基抗菌納米纖維水凝膠的制備及其環(huán)境影響研究, 上海: 東華大學, 2009)

[26] Fang Y., Yang Z.,ChinaPharmacy, 2013, 24(33), 3143—3144(范瑩, 楊昭. 中國藥房, 2013, 24(33), 3143—3144)

[27] Dong Y.,ChinaPharmaceuticals, 2010, 19(2), 36—37(董煜. 中國藥業(yè), 2010, 19(2), 36—37)

(Ed.: W, Z)

? Supported by the National Innovation Experiment Program for University Student, China(No.201410007052).

Preparation of Multi-functional Wound Dressing with Core-shell NanofibersviaCo-axial Electrospinning?

CHEN Lamei1, CAO Jie1, YE Lin1,2*, ZHANG Aiying1,2, FENG Zengguo1,2

(1.SchoolofMaterialsScienceandEngineering,BeijingInstituteofTechnology,Beijing100081,China; 2.BeijingKeyLaboratoryofConstructionTailorableAdvancedFunctionalMaterialsandGreenApplications,Beijing100081,China)

The uncrosslinked wound dressing with core-shell nanofibers was firstly fabricatedviaco-axial electrospinning. The nanofiber was composed of the polycaprolactone(PCL) core loaded with anti-bacterium drug mupirocin and collagen shell with anesthesia lidocains. The surface morphology of uncrosslinked dressing and its core-shell structured fibers were characterized by scanning electronic microscopy and transmission electronic microscopy, respectively. The crosslinked wound dressing can be further prepared by the crosslinking of collagen shell, and the successful crosslinking can be proved by the enhanced tensile strength and swelling ratio.Invitrodrug release tests implied two dressings both possessed the burst release stage and sustainable release stage for two loaded drugs, which confirmed the sustainable acesodyne and anti-bacteria effects for both dressings. The bicinchonininc acid(BCA) test results showed that the collagen in uncrosslinked dressing could also be sustainably released, whileinvitrocell attachment test depicted that uncrosslinked dressing could promote the cell attachment and growth better than crosslinked dressing. Furthermore, theinvitroanti-bacteria test showed that both dressings loaded with mupirocin had significantly better anti-bacteria ability than those without mupirocin indicating their excellent anti-bacteria ability. Two as-prepared multifunctional wound dressings possessed acesodyne and anti-bacteria effects and were able to promote the healing process so that they can reduce the pains of patients, reduce the number of dressing change, and enhance treatment effect.

Co-axial electrospinning; Multifunctional wound dressing; Collagen;Invitroanti-bacteria; Cell attachment

10.7503/cjcu20150671

2015-08-20.

日期: 2016-01-24.

國家大學生創(chuàng)新創(chuàng)業(yè)訓練計劃(批準號: 201410007052)資助.

O631.2

A

聯(lián)系人簡介: 葉 霖, 男, 博士, 講師, 主要從事高分子材料研究. E-mail: yelin@bit.edu.cn