静电纺丝综述

Cell Electrospinning:a Unique Biotechnique for Encapsulating Living Organisms for Generating Active Biological

Microthreads/Scaffolds

Andrea Townsend-Nicholson?and Suwan N.Jayasinghe*,?

Departments of Biochemistry&Molecular Biology and Mechanical Engineering,University College London,

London,WC1E6BT United Kingdom

Received July5,2006;Revised Manuscript Received September2,2006

Jet-based technologies are increasingly being explored as potential high-throughput and high-resolution methods for the manipulation of biological materials.Previously shown to be of use in generating scaffolds from biocompatible materials,we were interested to explore the possibility of using electrospinning technology for the generation of scaffolds comprised of living cells.For this,it was necessary to identify appropriate parameters under which viable threads containing living cells could be produced.Here,we describe a method of electrospinning that can be used to deposit active biological threads and scaffolds.This has been achieved by use of a coaxial needle arrangement where a concentrated living biosuspension flows through the inner needle and a medical-grade poly(dimethylsiloxane)(PDMS)medium with high viscosity(12500mPa s)and low electrical conductivity (10-15S m-1)flows through the outer https://www.wendangku.net/doc/bb8464162.html,ing this technique,we have identified the operational conditions under which the finest cell-bearing composite microthreads are formed.Collected cells that have been cultured, postelectrospinning,have been viable and show no evidence of having incurred any cellular damage during the bionanofabrication process.This study demonstrates the feasibility of using coaxial electrospinning technology for biological and biomedical applications requiring the deposition of living cells as composite microthreads for forming active biological scaffolds.

1.Introduction

Recent interest in jet-based technologies has escalated exponentially as these techniques increasingly show great promise for handling materials on a scale ranging from the molecular level,in both the chemical and biological sciences, to micro-and nanosized suspensions used in materials science and engineering.There are a number of different jet-based methodologies capable of handling this diversity of materials, namely,ink-jet printing(IJP),1electrospraying,2and electro-spinning.3Ink-jet technology was the first to develop signifi-cantly and has now rapidly matured.Having undergone a number of developments that enable it to handle a variety of advanced materials that includes living organisms,this route has been identified as a versatile biotechnique for printing three-dimensional biological architectures of living cells.4-6Unfor-tunately,IJP has limitations on the processability of high-viscosity media with standard needles(generally sized at30-60μm)as blockage is usually promoted.7IJP is known to form droplets double the size of the needles used,hence on deposition these residues are placed in the hundreds of micrometers as spreading of these low-viscosity liquids takes place.8,9These obstacles promote the process fabrication of rather coarse structures.Despite this,ink-jet technology,the most developed jet-based technique,is used by other emerging jet-based approaches as a benchmark.

Electrospraying10-12is a jetting approach that is driven solely by electric fields created by an applied potential difference between the jetting needle and a ground electrode.This technology has recently been developed to process living cellular organisms13that,when used to pattern active biological architectures,have been shown to survive hostile electric fields of up to2kV/mm at a maximum drawing current of4mA.14 However,the constraints that must be met for the maintenance of the physiological properties of the biosuspension are such that it has been difficult to achieve electrospraying in a stable jet mode,principally because viability of the cells requires a high concentration of ions to be present in the medium in which they are electrosprayed.

Nevertheless,we have recently discovered that the use of coaxial bioelectrospraying resolves this difficulty and it is now possible to jet living organisms in stable cone-jet mode with a near monodistribution of droplets.15This development will permit material deposition for the creation of two-and three-dimensional active biological structures at a level of resolution hitherto unachieved.Bioelectrosprays are presently being con-sidered for development in conjunction with mass spectrometry as a rapid medical diagnostic tool in the healthcare industry and are also being explored by scientists for applications in developmental biology.In our hands,processed living cells have survived several months and we have been characterizing the biological properties of a newly established cell line,EHDJ/ 1321N1,to identify whether any long-term changes in the functionality of bioelectrosprayed cells take place,as the successful application of electrospray technology to biological systems is dependent upon the maintenance of a defined cellular phenotype postelectrospraying.

Electrospraying’s related technology,electrospinning,has been explored for well over a century16-18with applications in both the physical sciences,for the fabrication of nanoscaled mats,and in the life sciences,for the fabrication of controlled

*Corresponding author:Department of Mechanical Engineering,Uni-

versity College London,Gower Street,London,United Kingdom WC1E

6BT;telephone+44(0)207-679-2960;fax+44(0)207-388-0180;e-mail

s.jayasinghe@https://www.wendangku.net/doc/bb8464162.html,.

?Department of Biochemistry&Molecular Biology.

?Department of Mechanical Engineering.

3364Biomacromolecules2006,7,3364-3369

10.1021/bm060649h CCC:$33.50?2006American Chemical Society

Published on Web11/02/2006

scaffolds that are frequently used in cell proliferation studies.19-21However,previous applications of electrospinning have been used either to form scaffolds from biocompatible materials or for the deposition of nanothreads onto living cells.22-26Al-though,much like electrospray technology,both of these applications are driven by electric fields,the former initiates the generation of droplets while the latter promotes a uniaxial elongating effect on the jet that leads to the formation of micro-to nanosized threads 27or even multiple threads/jets that have an umbrella-like appearance.28A combination of electrospraying and electrospinning has recently been explored to prepare tissue constructs that have been shown to successfully microintegrate.29In this paper,we demonstrate that living organisms can be directly electrospun successfully,as fine composite threads encapsulating the biosuspension containing living cells,using a coaxial needle configuration and a biocompatible polymer.The ability to electrospin biologically active threads and

scaffolds of living organisms will be tremendously useful for the development of a whole host of novel bioengineering to medical applications.

2.Experimental Section

2.1.Preparation of Living Biosuspensions.Cell suspensions were prepared and,when appropriate,labeled with Rhodamine 6G for electrospinning experiments as described previously.15The biosuspen-sion was electrospun at a final concentration of 106cells/mL.Electro-spinning was carried out within 1h of cell harvesting.

2.2.Coaxial Electrospinning Equipment Setup.The equipment (Figure 1A)used for electrospinning has been described previously 15and consisted of a coaxial stainless steel needle arrangement with each needle connected,via medical-grade silicone tubing,to a syringe placed in the cradle of a pump able to deliver flow rates in the range of 10-5to 10-20m 3s -1(PHD 4400,Harvard Apparatus Ltd.,Edenbridge,

U.K.).

Figure 1.(A)Coaxial cell electrospinning device setup,showing the flow inlets for the biosuspension and PDMS media.(B)A schematic representation of the generated thread.

Cell Electrospinning with Living Organisms Biomacromolecules,Vol.7,No.12,20063365

Both needles were connected to a high-voltage power supply(FP-30, Glassman Europe Ltd.,Tadley,U.K.)capable of delivering a positive/ negative voltage of up to30kV with a maximum delivered current of 4mA at a voltage resolution of(0.1kV.The inner needle accom-modated the flow of the concentrated biosuspension,while the outer needle held the medical-grade poly(dimethylsiloxane)liquid(supplied by Polymer Systems Technology Ltd,High Wycombe,U.K.).The ring-shaped copper ground electrode was held approximately100mm in line with the central axes of the coaxial needle arrangement.The experimental setup was housed in a class II laminar flow safety cabinet.

2.3.Operational Guides.To map a parametric window in which the finest possible fibers that still encapsulated living cells would be formed,spinning was carried out for a wide range of applied voltage to flow rate regimes.Initially,the flow rates of the inner and outer needles were set to their minimum and the applied voltage was gradually increased until an external electric field was generated.The flow rates

were then increased until stable spinning was achieved.Importantly,it was determined that the flow rate of the biosuspension(inner needle) must not exceed the flow rate of the PDMS medium(outer needle)for encapsulation to take place.30

2.4.Collection and Microscopy.Threads were collected for(1) analysis of the electrospun cells and(2)analysis of the electrospun fibers.For analysis of the electrospun cells,threads were collected in growth medium-containing Petri dishes.Aliquots of cells were mixed with Trypan Blue solution(Sigma-Aldrich,U.K.)at a final concentra-tion of0.2%,and live(clear)and dead(blue)cells were counted within 2min of sample preparation by use of a hemocytometer.Cell viability was estimated by employing the following formula:

The mean cell viability of control cells and of cells passed through the electric field was compared by use of an unpaired,two-tailed Student’s t-test,with p<0.05indicating statistical significance.Threads collected in Petri dishes were cultured over the course of the following week, when cell confluence was achieved,and the cell attachment,cell growth, and morphological properties were recorded photographically at dif-ferent time points for evaluation.For analysis of the electrospun fibers, composite threads were collected on nylon membranes placed on top of the ring electrode.Visualization of the collected fibers was facilitated by the conjugation of a fluorescent label to the PDMS medium and by labeling of the living cells with Rhodamine6G.Standard bright-field and fluorescence microscopy were performed with an Axiovert25 inverted microscope(Carl Zeiss Europe)together with a Micropublisher 5.0RTV video camera(QImaging,Canada)and OpenLab 4.0.1 software(Improvision,USA).

3.Results and Discussion

3.1.Coaxial Electrospinning and Operational Guide Generation.Electrospinning via a coaxial needle configuration has been previously carried out with a range of liquids and particulate-based suspensions that have been shown to form micro-to nanosized continuous threads.Liquid-liquid combi-nation studies form fine compound and hollow threads,when liquids are jetted in both the inner and outer needles.31,32 Previous studies have also shown that when jetting is conducted with a combination of liquid and particulate-based suspensions, threads are formed having particles located on a selected surface (inner or outer)or as a matrix.27,33We wished to adapt this technology for the electrospinning of a biosuspension.Having identified that the use of a coaxial needle configuration,with medical-grade PDMS in the outer needle,significantly enhanced jet stability,15we applied a similar approach but used a medical-grade PDMS with a viscosity that was an order of magnitude higher than we had used previously,as this viscosity was found to form microthreads via single-needle jetting.34These media have also been reported to give rise to jets-on-demand.35

We began our studies by determining the individual charac-teristics of the PDMS medium and of the biosuspension that would be likely to have an effect on the electrospinning process, such as electrical conductivity,viscosity,surface tension, density,and relative permittivity.These data were obtained as described previously13and are shown in Table1.From this table, it can be seen that the two media differ in their electrical conductivities and viscosities.Under our experimental condi-tions,the PDMS medium has an electrical conductivity that is twelve orders of magnitude lower than that of the biosuspension and a viscosity that is three orders of magnitude higher.By having the PDMS medium flowing in the outer needle,the high-conductivity biosuspension is encapsulated within a layer of dielectric medium,which facilitates the drawing of both the inner and outer media as a microthread under stable conditions. The PDMS medium acts as the driving medium.30

To map the operational space for stable cell electrospinning, combinations of defined flow rates in both inner and outer needles were tested in a range from10-7to10-12m3s-1for an applied voltage ranging from5to11kV(Table2).As a starting point,the flow rate in each needle was set to10-12m3 s-1and was subjected to an electric field by imposing an applied voltage between the needle and the ground electrode.Our choice to limit the flow rate came about because we wished to form threads that were as fine as possible while still encapsulating living cells.All of the combinations of inner and outer needle flow rates shown in Table2were investigated.Successful encapsulation of the living organisms and media was achieved at a flow rate of10-10and10-8m3s-1in the inner and outer needles,respectively,for an applied voltage of～9kV(Figure 2A).At an applied voltage of～9.5kV(corresponding to an electric field strength of0.09kV mm-1),the finest threads were formed at flow rate combination E6(Figure2B),while the largest threads were fabricated at combination A2(Figure2C). At a flow rate of10-12m3s-1in each needle(flow combination

Table1.Physical Properties of the Jetting Media Investigated in These Cell Electrospinning Studies

sample electrical conductivity(S m-1)viscosity(mPa s)surface tension(mN m-1)density(kg m-3)relative permittivity PDMS～10-151250021970 2.67 biosuspension～10-3235391032

%cell viability)[(unstained living organisms)/

(total organisms)]×100Table2.Permutations of Flow Rates Used in the Generation of a Coaxial Cell Electrospinning Operational

Guide

3366Biomacromolecules,Vol.7,No.12,2006Townsend-Nicholson and Jayasinghe

F6),the biosuspension jetted in the unstable mode and the PDMS medium at the exit of the needle periodically threaded.This was due to the significant difference in their electrical relaxation times (t e ) 0/K )and in their hydrodynamic times (t h )LD 2/Q ),which were determined for flow combinations A2and E6(Table 3).It has been shown that,for stable jetting to take place,the hydrodynamic time must be substantially greater than the electrical relaxation time.36This allows continu-ity of the jet,which in our case,leads to the formation of a continuous composite thread.As seen in Table 3,the biosus-pension is jetting in unstable mode with t h .t e ,while the PDMS medium is undergoing electrically forced jetting/threading 34with t e .t h .The medical-grade PDMS medium,in contrast to the biosuspension,is able to promote elongation and subsequently microthreads due to its unique properties.

3.2.Microthread/fiber Analysis.The biological microthreads formed during stable electrospinning are shown in situ in Figure

2and,after collection on nylon membranes,in Figure 3.Both the high-speed photographs and the characteristic fluorescent micrographs of the deposited threads show significant variation in diameters of the thread (Figure 2)and its encapsulations,respectively (Figure 3).Unsurprisingly,the fiber diameter of the deposited threads varied as a function of the flow combina-tion tested at any given applied voltage.At flow combination E6(Figures 2B and 3A),the finest threads were formed and the smallest encapsulations were seen travelling along the continuous thread.At flow combination A2(Figures 2C and 3B),the thread was much thicker and was found to be significantly wider.We also observed the biological scaffold formed from these collected threads (Figure 4).

Along the length of collected fibers,randomly placed aggregated cell clumps suspended in media were seen as capsules.We hypothesize that these cell capsules are a function of the biosuspension,which was seen to electrospin cell-bearing threads (Figure 2).Although these encapsulations

containing

Figure 2.Characteristic high-speed photographs.(A)Stable cell electrospinning,showing capsules generated by cell clumping within the suspension,just below the cone apex.(B)Cell electrospinning of living cells at the flow rate condition “E6”.(C)Electrospinning of living organisms using the flow rate condition “A2”.The formed fibers near collection show a pellet-like cellular encapsulation seen as a cluster within the biological microthread.Both (B)and (C)were carried out at an applied voltage of ～9.5kV.

Table 3.Estimated Hydrodynamic and Electrical Relaxation Times for the Jetting Media in These Investigations medium hydrodynamic time (s)electrical relaxation time (s)PDMS

(1.6×10-3)-1623640

biosuspension

(9×10-3)-90

2.83×10-

7

Figure 3.Characteristic fluorescent micrographs showing the varia-tion in fiber diameter that results from cell encapsulations.Experi-ments were conducted at an applied voltage of ～9.5kV under flow rate conditions E6(A)and A2

(B).

Figure 4.Fluorescent micrograph of a nylon-membrane after col-lection of a fluorescently labelled electrospun biosuspension.The pattern seen is representative of that obtained in multiple experiments and shows the biologically active scaffold that is comprised of composite threads that contain the living organisms in media.

Cell Electrospinning with Living Organisms Biomacromolecules,Vol.7,No.12,20063367

living organisms and cell media have not been reported previously,we believe that this may be due to the living cells being comparatively larger in size than the particulate systems that have already been reported.The tendency of cells to clump in the biosuspension 15and the fact that coaxial electrospinning has never been conducted with the media used in this work may also be contributing factors.In our characterization of the microthreads,we also observed that for any given flow rate combination,the threading process relaxes if the applied voltage is too low.Conversely,if the applied voltage is too high,the composite thread acquires an eccentricity that forms a whipping thread that has secondary threads generated at staggered multiple points along the primary thread (Figure 5).This phenomenon looks very similar to the jet mode that is observed when electrospraying takes place at elevated flow rates and applied voltages,which is known as the “ramified jetting mode”.37

3.3.Cell Viability.Having identified the parameters neces-sary for the formation of microthreads under conditions of stable electrospinning,we wished to determine whether these condi-tions would have any short or long-term effect on the biosus-pension.Immediate changes in the biosuspension were evaluated by a cell viability assay.The viability of cells passed through the electric field (67.6%(1.9%;n )3)was not statistically significantly different from the viability of control cells (70.6%(5.0%,n )3)that were collected at the same flow rate but without an applied voltage (p )0.3019).1321N1cells,which have been routinely cultured in the laboratory over a 10-year period,typically give a cell viability of ～65-75%when the cell suspension is prepared in the manner described.15To evaluate whether any detectable changes in the morphological properties of the cells took place over a longer period of time,a quantity of electrospun threads containing living cells or of control cells was collected in Petri dishes containing cell growth medium and these cultures were incubated for approximately 1week.A control of the cell suspension was prepared by plating the cell suspension in growth medium-containing Petri dishes without passage through the apparatus and incubating it for the same period.Upon collection in growth medium,the PDMS encapsulation of electrospun and control cells was lost.The PDMS floated to the top of the growth medium and the cells settled and attached to the bottom of the Petri dish in a manner indistinguishable from that of the cell suspension control.There was no PDMS present in the cell suspension control.Cells were examined for their morphology and for their rate of growth and there was no observable difference in either of these attributes over the period of study,between the control cell cultures (Figure 6A -C)and electrospun cell cultures (Figure 6D -F).Photomicrographs were taken at 55h (Figure 6A,D),80h (Figure 6B,E),and 6days (Figure 6C,F)following collection.Both control and electrospun cell cultures were identical in appearance with cultured controls of the cell suspension with one exception.A unique aspect that we observed repeatedly during this study,and which we have occasionally seen during electrospraying,is the chainlike structures formed by the collected cells (as seen in Figure 6B,E).This is not a function of the jetting technology (Figure 6B),as we observe the same phenomenon in the control cells (Figure 6E).This phenomenon is not observed in the controls of the cell suspension,leading us to believe that it may be due to the presence of the

poly-

Figure 5.A characteristic high-speed photograph showing an unstable cell spinning condition,carried out at an applied voltage of ～10.8kV,where multiple threads,similar to the ramified jets reported in electrospray jetting,are formed from the primary

microthread.

Figure 6.(A-F)Characteristic photomicrographs of collected cells cultured over an incubation period of 9days.Control cells are shown in panels A,B and C.Electrospun cells are shown in panels D,E and F.Photomicrographs shown here were taken at 55h (A,D),80h (B,E)and at 6days (C,F)post-cell electrospinning.The scale bar represents 200μm.

3368Biomacromolecules,Vol.7,No.12,2006Townsend-Nicholson and Jayasinghe

(dimethylsiloxane)used as the driving medium.Further studies of biological activity will be carried out on the electrospun cell lines established from this work(ESPUN/1321N1),and we will include in these an evaluation of the effects of PDMS liquid upon the biological properties of the cell lines used to produce the biosuspensions.

4.Concluding Remarks

Our investigation has shown that it is possible to directly electrospin living organisms under stable threading conditions at a level of resolution that is constrained only by the size of the cells being electrospun.To date,this has not been achieved by any other competing jet-based technology.This has far-reaching implications and will enable significant advances to be made in technologies ranging from tissue engineering to regenerative medicine.We intend to develop this electrospinning technology further,both to achieve the deposition of a controlled number of cells within residue threads and to explore how the technology can be applied to address fundamental questions in cellular and developmental biology.Although we have used poly(dimethylsiloxane)liquid in our experiments,its replace-ment with different biopolymers is possible,allowing modula-tion of the structural integrity and half-life of the electrospun threads,which would be spun directly onto a wound to assist in rapid healing.

Acknowledgment.S.N.J.sincerely thanks Ms.Jackie Goertz and Mr.Derek Williams-Wynn of Polymer Systems Technology Ltd,U.K.,and Mr.Richard Winn of the Department of Mechanical Engineering for their assistance in the supply of the medical-grade PDMS medium and for support with the construction of the coaxial device used in these investigations, respectively.The Royal Society(U.K.)is gratefully acknowl-edged for financially supporting these biophysical studies at UCL.

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BM060649H

Cell Electrospinning with Living Organisms Biomacromolecules,Vol.7,No.12,20063369

静电纺丝法简介

CENTRAL SOUTH UNIVERSITY 硕士生课程论文 题目静电纺丝法简介 学生姓名张辉华 学号133511018 指导教师秦毅红 学院冶金与环境学院专业冶金工程 完成时间2014.5.27

静电纺丝法简介 摘要：静电纺丝法是聚合物溶液或熔体在静电作用下进行喷射拉伸而获得纳米级纤维的纺丝，作为一种新颖的纳米纤维制备方法，具有许多一般纳米纤维制备法没有的优点，在国内外一直引起广泛的关注。本文主要是介绍了静电纺丝的基本原理以及研究重点，同时简要地介绍了此方法在电池材料一起其他材料上的应用。 前言 静电纺丝就是高分子流体静电雾化的特殊形式，此时雾化分裂出的物质不是微小液滴，而是聚合物微小射流，可以运行相当长的距离，最终固化成纤维。静电纺丝技术在1934年首先由Formhals[1]提出, 随后的相当长一段时间又有多项专利出现。近年来，随着纳米材料研究的兴起，人们发现由电纺制得的纤维的直径可以达到纳米级，使得这种技术重新受到重视并出现了大量的文献[2]。目前, 主要是从事材料、化工和高分子领域的科学家在研究静电纺丝。 1 静电纺丝实验装置与基本原理 1.1 电纺过程 所需设备高压电源，溶液储存装置，喷射装置( 如内径 1 mm 的毛细管) 和收集装置( 如金属平板、铝箔等) 。图1为传统的单纺装置。 图1 经典的静电纺丝装置示意图

高压静电场(一般在几千到几万伏) 在毛细喷丝头和接地极间瞬时产生一个电位差，使毛细管内聚合物溶液或者熔融体(一般为非牛顿流体) 克服自身的表面张力和粘弹性力，在喷丝头末断呈现半球状的液滴。随着电场强度增加，液滴被拉成圆锥状即Taylor锥。当电场强度超过一临界值后，将克服液滴的表面张力形成射流(一般流速数m/s)，在电场中进一步加速，直径减小，拉伸成一直线至一定距离后弯曲，进而循环或者循螺旋形路径行走，伴随溶剂挥发或熔融体冷却固化，终落在收集板上形成纤维，直径一般在几十纳米到几微米之间。 除去传统的单纺丝还有其他的一些纺丝方式，如同轴静电纺丝，共轴复合纺丝就是将两种不同聚合物溶液预先不经混合, 而是各自在电场力的驱动下共轴 喷射经过同一个毛细管或注射器针头出口，得到连续的复合纤维的方法，该纤维具有核-壳结构。共轴复合纺丝设备如图2(a)所示，核-壳结构纤维如图2(b)所示。 图2 同轴纺丝和复合纤维形貌 同轴纺丝能直接接一步制备复合微/纳米线，可以制备医用复合纳米线、空心纳米管，这种方法制备出来的材料品质要明显优于涂覆法制备的材料。此外可以将碳纳米管与挥发性溶剂混合液用作内纺液, 将聚合物溶液用作外纺液, 利用溶剂的挥发性就可以携带碳纳米管渗透到外层聚合物中, 形成连续的碳纳米管增强 的复合纳米纤维。

静电纺丝技术的工艺原理及应用

静电纺丝技术的工艺原理及应用 静电纺丝技术是目前制备纳米纤维最重要的基本方法。这一技术的核心是使带电荷流体在静电场中流动与变形，最终得到纤维状物质，从而为高分子成为纳米功能材料提供了一种新的加工方法。由于纳米纤维具有许多特性，例如纤维纤度细、比表面积大、孔隙率高，因而具有广泛的应用。 1、静电纺技术 静电纺是一项简单方便、廉价而且对环境无污染的纺丝技术。早在20世纪30年代，Formals A就已经在其专利中报道了利用高压静电纺丝，但是直到近些年，由于对纳米科技研究的迅速升温，激起了人们对这种可制备纳米尺寸纤维的纺丝技术进行深入研究的浓厚兴趣。 1.1 静电纺技术的基本原理 静电纺丝技术(Electrospinning fiber technique)是使带电的高分子溶液(或熔体)在静电场中流动变形，经溶剂蒸发或熔体冷却而固化，从而得到纤维状物质的一种方法。对聚合物纤维电纺过程的图式说明见图1。 静电纺丝机的基本组成主要有3个部分：静电高压电源、液体供给装置、纤维收集装置。静电高压电源根据电流变换方式可以分成DC／DC和AC／DC两种类型，实验中多用IX；／DC电源。液体供给装置是一端带有毛细管的容器(如注射器)，其中盛 有高分子溶液或熔体，将一金属线的一端伸进容器中，使液体与高压电发生器的正极相连。纤维收集装置是在毛细管相对端设置的技术收集板，可以是金属类平面(如锡纸)或者是旋转的滚轮等。收集板用导线接地，作为负极，并与高压电源负极相连。另外随着对实验要求的提高，液体流量控制系统也被渐渐的采用，这样可以将液体的流速控制得更准确。电场的大小与毛细管口聚合物溶液的表面张力有关。由于电场的作用，聚合物溶液表面会产生电荷。电荷相互排斥和相反电荷电极对表面电荷的压缩，均会直接产生一种与表面张力相反的力。当电场强度增加时，毛细管口的流体半球表面会被拉成锥形，称为Taylor锥。进一步增加电场强度，是用来克服表面张力的静电排斥力到达一个临界值，此时带电射流从Taylor锥尖喷射出来。带电后的聚合物射流经过不稳定拉伸过程，

静电纺丝技术的研究

TiO2纳米纤维薄膜的制备及其光催化研究杭州师范大学材料与化学化工学院应化081班 应用化学专业林洁指导老师：叶映雪 摘要二氧化钛是对光催化非常有用的最好半导体光催化剂中的一种。在这篇文献中，我们通过快速淬灭的静电纺丝处理过程来制备二氧化钛纳米纤维薄膜。制备的薄膜由连续的并且多孔的锐钛矿二氧化钛纳米纤维组成，该纳米纤维的直径大小为60-115nm。同时，我们得到了一种最佳的淬灭方法。光催化测量研究表明，锐钛矿TiO2纳米纤维薄膜的光催化效率为72%，这远远高于锐钛矿TiO2薄膜的光催化效率（44%）。我们认为，大的而且特殊的表面积大大地提高了光催化反应性能，同时，较好的形状保留特性使其具有了很好的恢复性和实用性能。在这里，我们将讨论其对环境净化的潜在应用。 关键词纤维技术静电纺丝纳米材料纳米纤维光催化活性 1.引言 由于二氧化钛具有很高的光活性、久耐光性、化学和生物惰性、机械稳固性和价格低廉等优点，其过去常常被认为是可作为光催化[1]的最好半导体光催化剂中的一种。由于光催化反应主要发生在催化剂的表面，高的表面积和体积比对于增加分解速率具有非常重要的意义。TiO2纳米粒子和纳米晶状薄膜已经展示了非常高的光催化活性[2,3]。就这些形式的TiO2而言，虽然已经取得了很大进展，但是纳米粉末具有很低的恢复性和回收利用性限制，纳米薄膜具有很小的接触面积，故此将其用于商业用途还存在着很大瓶颈。纳米纤维有望解决这些问题，因为其结合了纳米粉末和薄膜两者的特点，如连续性和容易制备成多孔透气的纳米纤维薄膜，同时又是由纳米晶体构成的[4]。然而，据我们所知，先前的研究主要聚焦于利用静电纺丝制备技术制备TiO2纳米纤维[5,6]，虽然在250nm TiO2纤维[16]方面已经做了很多工作，但是对于直径小于100nm的TiO2纳米纤维的光催化性质却只有非常少的经验研究。 制备TiO2纳米粉末[7,8]\、纳米管[9]和纳米线[10]的方法有很多种，但是用于制备TiO2纳米纤维却仅仅只有几种，如静电纺丝技术[5]\、水热法[11]等等。其中，静电纺丝技术可用于制备直径从几十到几百纳米[12]连续变化的纤维方面，而且已经成为了一种成熟的方法，从而很容易得到用于水净化的多孔透水纳米纤维薄膜。 在这篇文献中，通过使用快速淬灭过程的静电纺丝处理技术以制备TiO2纳米纤维纤维

静电纺丝论文

毕业论文（设计） 聚苯乙烯纳米纤维膜的PDMS功能化及润湿行 为研究 The Wetting Behavior Research of PDMS Functional Polystyrene Nanofiber Membrane 学生姓名： 指导教师： 合作指导教师： 专业名称：应用物理学 所在学院：理学院 2014年6月

目录 摘要......................................................... I ABSTRACT .................................................... I I 第一章前言 (1) 1.1.静电纺纳米纤维膜技术原理 (1) 1.1.1. 静电纺复合纳米纤维膜实验装置 (1) 1.1.2. 静电纺丝装置技术现状与应用 (1) 1.1.3. 静电纺纳米纤维膜技术原理与发展方向 (2) 1.2.超疏水表面制备方法 (2) 1.3.本论文的主要研究工作 (3) 1.4.本论文的构成 (4) 第二章本课题相关研究技术简介 (5) 2.1.PDMS和PS的性质功能介绍 (5) 2.1.1 PDMS和PS的基本性质介绍 (5) 2.1.2 PDMS和PS的应用 (5) 2.2.复合纤维膜的疏水性与水的渗透通量的影响因素 (6) 2.3.静电纺丝技术的优势与局限性 (7) 第三章实验部分 (8) 3.1.实验试剂 (8) 3.2.实验仪器 (8)

3.3.实验步骤 (8) 3.3.1. PS溶液配制 (8) 3.3.2. 掺杂PDMS的PS溶液配制 (8) 3.3.3. PS及其复合物纳米纤维无纺布的制备 (9) 3.3.4. 薄膜表面疏水性能的评价 (9) 3.3.5. 纤维形貌的表征 (9) 第四章结果与讨论 (10) 4.1.纤维形貌的表征 (10) 4.1.1 PDMS浓度对静电纺丝情况的影响 (10) 4.1.2 掺杂PDMS的PS纳米纤维无纺布的形貌 (10) 4.2.纤维表面润湿性能的表征 (12) 第五章实验结论 (15) 致谢 (17) 参考文献 (18) 附录 (19)

静电纺丝技术及其研究进展_杨恩龙

静电纺丝技术及其研究进展*杨恩龙 王善元 李 妮 赵丛涛 (东华大学纺织学院,上海,201620) 摘 要:静电纺丝是目前唯一能够直接、连续制备聚合物纳米纤维的方法。概述了静电纺丝技术及其发展历程,静电纺丝射流的稳态和非稳态的研究成果。介绍了静电纺丝机、静电纺丝技术的新进展及静电纺纳米纤维膜的应用。最后指出静电纺丝的研究方向。 关键词:静电纺丝,纳米纤维,进展 中图分类号:TQ340.6;TS176 文献标识码:A 文章编号:1004-7093(2007)08-0007-05 近几年来,由于纳米材料研究的迅速升温,激起了人们对静电纺丝(又称电纺)进行深入研究的浓厚兴趣。和拉伸、相分离等方法相比,静电纺丝已成为制取纳米纤维最重要、最有效的方法。静电纺纳米纤维的发展历程见表1。 1 静电纺丝技术 1.1 静电纺丝的基本原理 使聚合物溶液或熔体带上高压静电,当电场力足够大时,聚合物液滴可克服表面张力形成喷射细流。带电的聚合物射流拉伸细化,同时弯曲、劈裂,溶剂蒸发或固化,沉积于基布上形成纳米纤维膜。 1.2 静电纺丝的影响因素 静电纺丝的影响因素列于表2。 1.3 静电纺丝的优缺点 静电纺丝法简单、易操作。但是有如下缺点:第一,静电纺丝难以得到彼此分离的纳米纤维长丝或短纤维;第二,目前静电纺丝机的产量很低;第三,静电纺纳米纤维的强度较低。 2 静电纺丝机 2.1 喷丝头与收集板垂直排布的静电纺丝机 喷丝头与收集板垂直排布(立式)的静电纺丝 *国家自然科学基金资助项目(10602014) 收稿日期:2006-10-26 作者简介:杨恩龙,男,1980年生,在读博士研究生。主要从事静电纺纳米纤维的研究工作。 表1 静电纺丝的发展历程 年 份发 展 历 程 1934 Fo r mha ls申请了制备聚合物超细纤维的 静电纺丝装置专利[1] 1966 S i m ons申请了由静电纺丝法制备超薄、 超细非织造膜的专利[2] 1981 L arrondo等对聚乙烯和聚丙烯进行了熔 融静电纺丝的研究[3] 1995 R eneker研究组开始对静电纺丝进行研 究。静电纺丝迅速发展[4] 1999 Fong等对静电纺丝纳米纤维串珠现象及 微观结构作了研究[5~6] 2000 Spivak等首次采用流体动力学描述静电 纺丝过程,并且提出了静电纺丝的工艺 参数。R eneker等研究了静电纺丝过程 的不稳定性[7~8] 2003 全面系统地研究静电纺丝超细纤维微观 形貌的影响因素、表征、过程参数的改 进,以及静电纺丝制取纳米纤维后通过 煅烧制备无机氧化物超细纤维等 2004~2006 开发静电纺纳米纤维的原料。多组分聚 合物的静电纺丝。静电纺丝和其他方法 结合开发新型纳米纤维。捷克利贝雷茨 技术大学与爱勒马可(EL M ARCO)公司 合作生产的纳米纤维纺丝机 纳米蜘蛛 问世 机[9],主要用于静电纺丝的基础研究。 2.2 喷丝头与收集板水平排布的静电纺丝机 喷丝头与收集板水平排布的静电纺丝机(卧

静电纺丝纳米纤维的制备工艺及其应用

综述与专论 合成纤维工业,2009,32(4):48CH I NA SYNTHETI C FI BER I NDUSTRY 收稿日期:2008 09 17;修改稿收到日期:2009 05 27。作者简介:董晓英(1956 ),教授。从事纳米材料的教学和科研工作。 静电纺丝纳米纤维的制备工艺及其应用 董晓英1 董 鑫 2 (1.江苏技术师范学院,江苏常州 213001;2.慕尼黑大学,德国慕尼黑 80539)摘 要:简述了静电纺丝制备纳米纤维的原理;探讨了静电纺丝电压、流速、接收距离、溶剂浓度等工艺条 件;介绍了同轴静电纺丝制备皮芯结构的超细纤维及中空纤维技术以及静电纺丝纳米纤维毡在生物医药方面的应用。指出静电纺丝纳米纤维材料在生物医用方面具有广阔的应用前景,进一步实现低压纺丝、开发无毒溶剂,控制同轴静电纺丝纳米纤维的释放性能是今后静电纺丝的研发方向。 关键词:静电纺丝 纳米纤维 工艺 生物 医药 应用 中图分类号:TQ 340.64 文献识别码:A 文章编号:1001 0041(2009)04 0048 04 静电纺丝法是一种高速制备纳米纤维的有效方法,其装置简单,成本低廉,供选择的基体材料和所载药物种类众多,可通过改变电压、流速、接 收距离、溶液浓度配比等纺丝工艺控制纤维形貌,从而控制药物的释放。静电纺丝纳米纤维在生物、医药方面有着广泛的应用。1 静电纺丝及其工艺条件 静电纺丝技术最早报道于1934年的美国专利[1] ,发明人For mhals 用静电斥力的推动成功纺出醋酸纤维素纤维,溶剂为丙酮和乙醇。后来,For mha ls 改进了静电纺丝设备,通过多个针头纺丝或复合纺丝 [2] 。 1969年,英国Taylor [3] 研究了强电场作用下 水/油界面的形成。首先,从理论计算上考虑电场、重力和溶液粘度的影响,建立了锥状物模型,即在高压电场下溶液喷出前的形状称为Tay lor 锥。Tay l o r 还根据其模型计算了喷出时的临界锥角为98.6 。 静电纺丝纤维喷出针头后,在空中弯曲回转,最后落在接收器上,给人多股纤维同时喷出的印 象。阿克隆大学的Dosh i 等[4] 假设带电高分子溶液在喷出后互相排斥,克服表面张力而分裂成若干股纤维,落到接收器上形成无纺纤维毡。但是 麻省理工学院的Shin 等[5]和以色列的Yari n [6] 等通过高速成像,只有1股纤维从喷丝口喷出,然后在电场力作用下快速弯曲旋转,给人以很多股纤维的假象。1971年,杜邦公司的B au m garten [7] 研究了纺丝工艺参数对丙烯酸在N,N 二甲基甲酰(D M F)胺溶液中静电纺丝纤维直径的影响。纺 丝工艺参数主要包括喷射距离、溶液粘度、环境气体、流速和电压等。 1.1 电压 足够的电压是形成连续稳定纤维的先决条件。如果电压过小,则产生静电喷射,形成独立的珠状物。随着电压的增加,逐渐形成串珠结构,电压进一步增大,串珠逐渐减少,直至形成连续稳定 的纤维。Deitzel 等[8] 研究了聚氧化乙烯(PEO )/水体系中电压对喷丝口Tay lor 锥表面的影响。结果表明,当电压较小时,Tay lor 锥形成于针头外悬挂液滴的表面;随电压增加,液滴体积逐渐变小,直至液滴和Tay lor 锥相继消失。同时,纤维上串珠的分布密度也随电压增大而增加。因此,一般适宜电压为10~25kV 。1.2 流速 流速是影响静电纺丝纤维形貌的另一重要参数。M ege lski [9] 等研究了静电纺丝流速对聚苯乙烯/四氢呋喃(THF)体系的影响,随着流速增大,纤维直径增加,纤维表面的孔径也增大。同时,流速增大也促进了更明显的串珠结构,其原因是溶剂在到达接受装置前不能完全挥发。目前所采用的流速为1~3mL /h 。1.3 接收距离 接收距离也会在一定程度上影响静电纺丝的 纤维形貌。Jaeger [10] 等研究了PEO /水溶液的静电纺丝行为,随着接收距离由1c m 增大到3.5c m,纤维直径从19 m 下降到9 m 。根据M egel

医学领域的静电纺丝技术

近年来，由于疾病、人口老龄化、意外事故等造成大量的人体器官和组织的损坏和功能缺失，如何实现人体组织和器官的快速修复和重建以及治疗药物在人体内的可控释放已成为生物医学研究领域面临的重要问题。 要使缺损的组织和器官得以修复和重建，其过程是构建有生物活性的细胞支架材料，这种支架可以载有生长因子或本体细胞，植入体内后支架材料逐渐被分解和吸收的同时，细胞增殖并形成新的组织，从而修复缺损组织替代器官，支架材料或作为一种体外装置，暂时替代器官功能，达到提高生命质量，延长生命的目的。 自20世纪60 年代以来，对于药物控制释放体系的研究，受到研究者的广泛关注。与传统给药模式相比药物控制释放具有显著的优点，除提高药物治疗的准确性、有效性、安全性外，还明显降低了药物的生产成本和不良反应，药物控制释放材料的研究得到迅速发展，其中制备性能优良的药物载体已成为药物控制释放技术的研究热点。 由于高分子材料的化学组成、加工工艺和性能易于调控，在一定尺度上通过调控聚合过程或加工工艺，可易于改变或调节材料的物化性能，因此把组织工程学和药物控制释放原理与高分子材料结合起来，合成具有生物相容性和刺激响应性的生物功能材料，具有重大的科学意义和广阔的应用前景。

静电纺丝作为一种简单、有效、方便而经济的高分子材料加工技术，其技术核心是将具有一定粘度且带有电荷的高分子熔体或溶液在高压静电场中喷射、拉伸细化、劈裂，终固化成微纳米级纤维状物质的过程。 静电纺聚合物纳米纤维具有比表面积大、孔隙率高、良好的三维结构和各向同性的力学性能等优点，能够满足组织工程中细胞支架和药物控释载体在比表面积、多孔结构和力学性能等方面的要求，而且具有纤维孔隙结构的支架材料与细胞增殖有良好的适配性，可有效模拟细胞外基质环境，同时比膜状材料更有利于细胞粘附。 国内纳米纤维和静电纺丝技术正在蓬勃发展，科研发文数量一直位居全球首位。近年来，电纺纤维及其纤维膜由于高的比表面积，高的孔隙率以及形貌可控等优点在伤口愈合方面引起了很多关注，电纺纤维膜一方面能够物理隔绝病毒和细菌，又能够透气保湿，给伤口营造一个良好的愈合环境。 另一方面，电纺纤维的直径以及纤维膜的孔径与细胞外基质的尺寸相仿，能够促进细胞生长，加速伤口愈合速度，减少疤痕产生，因此在创伤敷料方面有独特的优势。 但大多数电纺敷料通常是经过先制备再应用的过程，容易对伤口造成二次创伤。原位电纺目前是一种较为理想制备及应用电纺敷料的方法。便携式手持静电

静电纺丝的原理及应用

静电纺丝的原理及应用 静电纺丝就是高分子流体静电雾化的特殊形式，此时雾化分裂出的物质不是微小液滴，而是聚合物微小射流，可以运行相当长的距离，最终固化成纤维。静电纺丝是一种特殊的纤维制造工艺，聚合物溶液或熔体在强电场中进行喷射纺丝。在电场作用下，针头处的液滴会由球形变为圆锥形（即“泰勒锥”），并从圆锥尖端延展得到纤维细丝。这种方式可以生产出纳米级直径的聚合物细丝。

原理 将聚合物溶液或熔体带上几千至上万伏高压静电，带电的聚合物液滴在电场力的作用下在毛细管的Taylor锥顶点被加速。 当电场力足够大时，聚合物液滴克服表面张力形成喷射细流。在细流喷射过程中溶剂蒸发或固化，最终落在接收装置上，形成类似非织造布状的纤维毡。

装置 静电纺丝的装置主要由推进泵、注射器、高压电源以及接收装置组成。其中，高压电源的正极与负极分别与注射器针头和接收装置相连，而接收装置的形式也是多样化的，可以是静止的平面、高速转动的滚筒或者圆盘。纺丝的参数设置、环境条件等对纺丝过程的影响至关重要。

影响因素 静电纺丝法制备纳米纤维的影响因素很多，这些因素可分为溶液性质，如黏度、弹性、电导率和表面张力；控制变量，如毛细管中的静电压、毛细管口的电势和毛细管口与收集器之间的距离；环境参数，如溶液温度、纺丝环境中的空气湿度和温度、气流速度等。

溶液黏度对纤维性能的影响 同轴静电纺丝 同轴静电纺是在静电纺的基础上改造而来，其基本原理是在两个内径不同但同轴的毛细管中分别注入芯质和壳质溶液，二者在喷头末端汇合，在电场力的作用下固化成为复合纳米纤维。

同轴静电纺丝解决了纺丝时纺丝液必须是均一体系的缺陷，所制备的同轴纤维在均匀性、连续性上都优于其它方法得到的纤维。采用同轴静电纺丝的方法可以制得中空纤维和纳米复合纤维等。

静电纺丝操作说明

静电纺丝操作步骤（有粘结性的溶液） 溶液配制好后按如下步骤进行喷丝实验: 1.打开总开关，检查正负压电源的调节旋钮是否归零（左旋到底），紧急停机旋 。 2.控制面板上的钥匙电源开关右拧，此时进 入标签页面。点击来到推注控制页面。 3.或，快速将注射器的

活塞推到底，此时点击。 4.点击，使滑块迅速移退至一定位置，取出空的注射器，将纺丝液注入到 注射器中，固定到推注泵卡口处，通过或来调节滑块位置，使针头 此时显示框内出现负值， 的可用长度，在此范围内任意设定需要纺丝的距离。 5. 接收器：固定式的，平行式的，高转速的） 6.点击并修改、或参数。 7.通过设备底部滑台上的夹子调节喷丝头与连接器之间的距离， 确定好位置，高压夹头加紧，点击，此时推注装置开始单独运行。 8.将控制面板上的、红色按钮按下，此时正负高压开 启，调节旋钮；边观察纺丝现象边调节 （目的是调节喷丝效果），直至出现比较稳定的喷射流即可。 9.若启动平移装置，可以通过触摸屏点击，首先检查平移部分的中点，一 般将标尺的零点设定为中点，并设定平移行程和平移速度。也可以通过点击 “设为中点”即可将当前 位置设定为平移中点， 点击，此时平移装置开始单独运行。 10.若需启动接收装置，可以通过触摸屏点击，设定转辊接收速度，直接 以及。 11.若需要同时启动两个推注装置、平移装置、接收装置，可以分别在相应的标 签页面设置好运行参数之后，点击进入联动标签页面，点击，此时所有能动的装置都会启动，如需停止，点击“停止”即可，此为联动启动功能。 12. 完毕之后再打开正负高压继续进行实验。 13. 操作功能之后方可手触所收集的材料。

静电纺丝资料

1.静电纺丝的定义 静电纺丝又称“电纺”, 是一种使带电荷的聚合物溶液或熔体在静电场中射流来制备聚合物超细纤维的加工方法。在电纺丝过程中,喷射装置中装满了充电的聚合物溶液或熔融液。在外加电场作用下,受表面张力作用而保持在喷嘴处的高分子液滴,在电场诱导下表面聚集电荷, 受到一个与表面张力方向相反的电场力。当电场逐渐增强时,喷嘴处的液滴由球状被拉长为锥状,形成所谓的“泰勒锥”，而当电场强度增加至一个临界值时,电场力就会克服液体的表面张力,从“泰勒锥”中喷出。在高速震荡中,喷射流被迅速拉细,溶剂也迅速挥发,最终形成直径在纳米级的纤维,并以随机的方式散落在收集装置上,形成无纺布。 2.静电纺丝的生物材料领域应用可行性 由电纺丝纤维制得的无纺布具有孔隙率高、比表面积大、纤维精细程度与均一性高、长径比大等优点, 这些优点使其具备了现实的和潜在的众多应用价值。由电纺法制备出的无纺布具有良好的生物相容性和结构相容性,可以在生物医学材料中广泛应用。通过对材料加工过程的调控,可以实现电纺丝材料在结构、形貌、组分和功能上满足生物医用材料的要求。 3.用于组织工程支架制备的纺丝工艺 ①溶液浇铸成孔剂滤出法。该法所用的成孔剂含量低,由于采用溶液浇铸于器皿中,从而导 致成孔剂下沉,孔隙分布不均匀以及上下表面形态出现诧异。 ②三维层化法。通过制备多孔膜,然后再通过溶剂把各层粘接起来,从而形成三维的支架。该法工艺复杂,而且在粘接过程中,粘接部分孔被封闭,从而形成界面,使材料内部形态不均匀。③熔融加工法。该法在聚合物的熔点以上,把成孔剂与聚合物共混挤人模具。冷却得到预定形状的多孔支架。该法的缺点是在挤出机里,由于熔体与成孔剂的密度相差较大,因而混合难以均匀。而且部分聚合物,尤其是生物可降解的聚合物在熔融加工时,容易热降解。 ④相分离法。该法采用溶液混合物冷却到溶剂的熔点以下,从而产生相分离。再通过真空干燥,从而得到多孔支架。该法的缺点是所得的孔径一般在10μm 以下,而且控制较为困难。 ⑤高压二氧化碳法。该法采用把已成型的聚合物暴露于高压二氧化碳。再通过减压把溶于聚

静电纺丝

静电纺丝技术的应用及其发展前景 材料成型09-3 陈桂宏 14095543 “静电纺丝”一词来源于“electrospinning”或更早一些的“electrostaticspinning”,国内一般简称为“静电纺”、“电纺”等等。早在上世纪30年代就有人在电纺技术上申请了一系列的专利，是人们早已知晓的一项技术。1934年，Formalas发明了用静电力制备聚合物纤维的实验装置并申请了专利，其专利公布了聚合物溶液如何在电极间形成射流，这是首次详细描述利用高压静电来制备纤维装置的专利，被公认为是静电纺丝技术制备纤维的开端。但是，由于静电纺丝的可生产性较低，并没有引起人们的注意，直到近十年，由纳米技术 的迅速发展，静电纺丝才再次引起世界各国研 究学者的关注，并逐渐成为世界上用得到的最 普遍生产纳米纤维的方法。通过静电纺丝技术 制备纳米纤维材料是近十几年来世界材料科学 技术领域的最重要的学术与技术活动之一。静 电纺丝以其制造装置简单、纺丝成本低廉、可 纺物质种类繁多、工艺可控等优点，已成为有 效制备纳米纤维材料的主要途径之一。 图 1 静电纺丝装置图 1 静电纺丝技术原理及影响因素 静电纺丝的基本原理是:聚合物溶液或熔体在高压静电的作用下,会在喷丝口处形成 Taylor锥,当电场强度达到一个临界值时,电场力就能克服液体的表面张力, 在喷丝口处形成一股带电的喷射流。喷射过程中, 由于喷射流的表面积急速增大, 溶剂挥发, 纤维固化并无序状排列于收集装置上 ,从而得到我们需要的纳米纤维, 其装置图如图 1 所示。电纺技术制备的纤维直径可以在数十纳米到数百纳米之间。到目前为止, 已经报道有大约 100种聚合物利用静电纺丝技术制备出超细纳米纤维。 静电纺丝法的许多工艺参数相互密切联系,决定了纤维的直径大小和纤维的均匀性等性质。影响静电纺丝过程的因素主要有两个方面, 一是溶液的性质,包括溶液粘度, 表面张力等; 二是电纺设备参数, 如外加电压, 收集装置之间的距离等。除此之外还有温度、湿度等一些环境参数的影响。 影响电纺丝纤维形态的因素 （1）聚合物及其性质 一般情况下，用于电纺丝的材料都应是具有线性分子结构的聚合物，同时还应有

静电纺丝技术

静电纺丝技术的研究 摘要：文章介绍了静电纺丝制备纳米纤维的技术，详细地介绍了这种技术的优点，以及它在各个方面广泛的应用。此外，虽然它具有很多的优点，但目前也仍然存在一些问题，我们也对此进行了探讨。 关键词：静电纺丝纳米纤维应用原理 前言：近年来，纳米结构材料，如纳米纤维、纳米管，由于其尺寸效应十分显著，在光、热、磁、电等方面的性质和体材料明显不同，出现许多新奇特性，因此收到了研究人员的高度重视。纳米纤维最大的特点就是比表面积大，从而导致其表面能和活性的增大，产生小尺寸效应、表面或界面效应、量子尺寸效应、宏观量子隧道效应等，在化学、物理性质方面表现出特异性[1]。电纺技术是一种简单和通用的获得连续微米级别以下的超细纤维的方法。通过电纺的方法可以制备出多种纳米纤维，包括氧化物纤维，高子分聚合物纤维等。静电纺丝方法制备的纳米纤维，具有纳米尺寸的直径，高比表面以及纤维之间形成的微小孔隙[2]。 纳米纤维、静电纺丝都是一些新事物，具有广阔的发展前景。可以用于组织工程、人造器官、药物传递和创伤修复等。另外，对植物施用杀虫剂是纳米纤维可能大规模应用的又一个领域。但当前的静电纺丝技术还不成熟，有待于深入地研究，以制得高质量的纤维并能使纳米纤维的制备实现产业化[3]。 一静电电纺丝技术 静电纺丝技术(electrospinning)在国内一般简称为电纺，其是一种利用聚合物流体在强电场作用下，通过金属喷嘴进行喷射拉伸而获得直径为数十纳米到数微米的纳米级纤维的纺丝技术。通过静电纺丝技术得到的纳米级纤维具有直径小、表面积大、孔隙率高、精细程度一致等特点，在组织工程、传感器、工业、国防、农业工程等领域具有极大的发展潜力，而且其在医药领域诸如伤口敷料、控制释放体系等方面也有着巨大的应用前景[5]。从科学基础来看，这一发明可视为静电雾化技术的一种特例。静电雾化与静电纺丝的最大区别在于：两者所使用的工作介质不同。静电雾化采用的是粘度较低的牛顿流体；而静电纺丝采用的是粘度较高的非牛顿流体。由于静电雾化技术与静电纺丝技术原理类似，所以前者的研究也为后者提供了一定的理论基础[4]。因为静电纺丝过程涉及到的学科领域很多，所以至今对它的研究仍处于探索阶段，虽然早在1934年，Formals就发明了用静电力制备聚合物纤维的实验装置并申请了专利，在其专利中，他公布了如何以丙酮作为溶剂的醋酸纤维素溶液在电极间形成射流，从而在静电推力下产生聚合物纤维。 静电纺丝技术的思路最早来源于人们对液体在电场力作用下的电喷射行为

静电纺丝技术

摘要：文章介绍了静电纺丝制备纳米纤维的技术，详细地介绍了这种技术的优点，以及它在各个方面广泛的应用。此外，虽然它具有很多的优点，但目前也仍然存在一些问题，我们也对此进行了探讨。 关键词：静电纺丝纳米纤维应用原理 前言：近年来，纳米结构材料，如纳米纤维、纳米管，由于其尺寸效应十分显著，在光、热、磁、电等方面的性质和体材料明显不同，出现许多新奇特性，因此收到了研究人员的高度重视。纳米纤维最大的特点就是比表面积大，从而导致其表面能和活性的增大，产生小尺寸效应、表面或界面效应、量子尺寸效应、宏观量子隧道效应等，在化学、物理性质方面表现出特异性[1]。电纺技术是一种简单和通用的获得连续微米级别以下的超细纤维的方法。通过电纺的方法可以制备出多种纳米纤维，包括氧化物纤维，高子分聚合物纤维等。静电纺丝方法制备的纳米纤维，具有纳米尺寸的直径，高比表面以及纤维之间形成的微小孔隙[2]。 纳米纤维、静电纺丝都是一些新事物，具有广阔的发展前景。可以用于组织工程、人造器官、药物传递和创伤修复等。另外，对植物施用杀虫剂是纳米纤维可能大规模应用的又一个领域。但当前的静电纺丝技术还不成熟，有待于深入地研究，以制得高质量的纤维并能使纳米纤维的制备实现产业化[3]。 一静电电纺丝技术 静电纺丝技术(electrospinning)在国内一般简称为电纺，其是一种利用聚合物流体在强电场作用下，通过金属喷嘴进行喷射拉伸而获得直径为数十纳米到数微米的纳米级纤维的纺丝技术。通过静电纺丝技术得到的纳米级纤维具有直径小、表面积大、孔隙率高、精细程度一致等特点，在组织工程、传感器、工业、国防、农业工程等领域具有极大的发展潜力，而且其在医药领域诸如伤口敷料、控制释放体系等方面也有着巨大的应用前景[5]。从科学基础来看，这一发明可视为静电雾化技术的一种特例。静电雾化与静电纺丝的最大区别在于：两者所使用的工作介质不同。静电雾化采用的是粘度较低的牛顿流体；而静电纺丝采用的是粘度较高的非牛顿流体。由于静电雾化技术与静电纺丝技术原理类似，所以前者的研究也为后者提供了一定的理论基础[4]。因为静电纺丝过程涉及到的学科领域很多，所以至今对它的研究仍处于探索阶段，虽然早在1934年，Formals就发明了用静电力制备聚合物纤维的实验装置并申请了专利，在其专利中，他公布了如何以丙酮作为溶剂的醋酸纤维素溶液在电极间形成射流，从而在静电推力下产生聚合物纤维。 静电纺丝技术的思路最早来源于人们对液体在电场力作用下的电喷射行为的研究。Raleigh在1882年研究发现，当液滴承受的电场力超过表面张力时，其原本的平衡状态被打破，悬挂在金属喷丝头上的液滴就分裂成一系列带电小液

通过静电纺丝技术制备导电高分子纳米纤维【开题报告】

开题报告 应用化学 通过静电纺丝技术制备导电高分子纳米纤维 一、选题的背景与意义 静电纺丝技术是目前制备纳米纤维最重要的基本方法。由于能直接、连续制备聚合物纳米纤维，因而成为国内外的研究热点。利用静电纺丝技术制备导电聚合物纤维是今年来发展起来的一项新的技术，然而由于导电高分子具有不溶，不熔的特点，利用静电纺丝技术制备导电聚合物纤维过程中遇到了许多困难，主要的问题在于：第一，导电聚合物刚性结构的特性使得静电纺丝过程难以进行；第二，大多数关于静电纺丝制备导电聚合物纤维的研究和应用仅仅处于实验室阶段，因此，必须通过更加深入的研究来探索静电纺丝技术制备聚合物纤维的最科学、最有效的方法，这将作为一个刺激，来实现在工业中大规模生产可控、可重复利用的静电纺丝聚合体纤维。 二、研究的基本内容与拟解决的主要问题： 综述利用静电纺丝技术制备导电聚合物纳米纤维的方法及相应的导电聚合物纤维的用途，综合对比各种方法的优缺点。 制备聚2乙烯基吡啶纳米纤维，利用它作为模板制备聚吡咯纳米纤维，尝试新的合成导电聚合物纳米纤维的方法。 三、研究的方法与技术路线： 合成聚2乙烯基吡啶，将2-乙烯基吡啶在引发剂存在聚合，产生聚2-乙烯基吡啶。 将聚2-乙烯基吡啶同氯金酸混合后，通过静电纺丝直接在高压下纺成纳米纤维。 上述纳米纤维在吡咯蒸汽中进行气相聚合，制备成核壳结构的聚吡咯纳米纤维。四、研究的总体安排与进度： 2010.07.08至2010.07.11：翻译文献，熟悉实验流程，设计实验步骤； 2010.07.12至2010.08.10：通过静电纺丝技术制备导电高分子纳米纤维；2010.11.08至2010.12.25：完成文献综述，文献翻译和开题报告； 2011.04.18至2011.05.08：撰写论文，准备答辩； 2011.05.12至2011.05.19：论文答辩。 五、主要参考文献： [1].Ioannis S. Chronakis , Sven Grapenson , Alexandra Jakob . Science Direct

分分钟认识静电纺丝

静电纺丝即在高压静电下用聚合物溶液进行纺丝的过程。静电纺丝可以制备直径在几十到几百纳米的纤维，产品具有较高的孔隙率和较大的比表面积，成分多样化，直径分布均匀，在生物医学、环境工程以及纺织等领域具有很高的应用价值。 原理 将聚合物溶液或熔体带上几千至上万伏高压静电，带电的聚合物液滴在电场力的作用下在毛细管的Taylor锥顶点被加速。 当电场力足够大时，聚合物液滴克服表面张力形成喷射细流。在细流喷射过程中溶剂蒸发或固化，最终落在接收装置上，形成类似非织造布状的纤维毡。

装置 静电纺丝的装置主要由推进泵、注射器、高压电源以及接收装置组成。其中，高压电源的正极与负极分别与注射器针头和接收装置相连，而接收装置的形式也是多样化的，可以是静止的平面、高速转动的滚筒或者圆盘。纺丝的参数设置、环境条件等对纺丝过程的影响至关重要。 高聚物

目前静电纺丝技术已经可用于几十种不同的高分子聚合物，既包括聚酯、聚酰胺、聚乙烯醇、聚丙烯腈等柔性高聚物的静电纺丝，也包括聚氨酯弹性体的静电纺丝以及液晶态的刚性高分子聚对苯二甲酰对苯二胺等的静电纺丝。 影响因素 静电纺丝法制备纳米纤维的影响因素很多，这些因素可分为溶液性质，如黏度、弹性、电导率和表面张力；控制变量，如毛细管中的静电压、毛细管口的电势和毛细管口与收集器之间的距离；环境参数，如溶液温度、纺丝环境中的空气湿度和温度、气流速度等。 溶液黏度对纤维性能的影响 同轴静电纺丝

同轴静电纺是在静电纺的基础上改造而来，其基本原理是在两个内径不同但同轴的毛细管中分别注入芯质和壳质溶液，二者在喷头末端汇合，在电场力的作用下固化成为复合纳米纤维。 同轴静电纺丝解决了纺丝时纺丝液必须是均一体系的缺陷，所制备的同轴纤维在均匀性、连续性上都优于其它方法得到的纤维。采用同轴静电纺丝的方法可以制得中空纤维和纳米复合纤维等。 应用

静电纺丝

静电纺丝发展历史 在基础研究逐渐成熟的同时，静电纺纳米纤维的工程化应用也得到了持续不断的研究，静电纺纳米纤维的应用领域包括环境治理、个体防护、生物医疗、清洁能源、国防军工等。当前，静电纺纤维的商业化产品主要有空气过滤材料（如口罩、工业滤纸、防雾霾窗纱等）、水过滤用超滤膜材料、防水透湿面料、电池隔膜等。 静电纺纤维材料在各应用领域的发展现状

静电纺丝是一种技术水平高、产品附加值大的高端制造技术，极具发展潜力，但国内在静电纺丝方面的研究起步较晚。20世纪30年代到80年代期间，静电纺丝技术发展较为缓慢，科研人员大多集中在静电纺丝装置的研究上，发布了一系列的专利，但是尚未引起广泛的关注。 进入90年代，美国阿克隆大学Reneker研究小组,对静电纺丝工艺和应用展开了深入和广泛的研究。 特别是近年来，随着纳米技术的发展，静电纺丝技术获得了快速发展，世界各国的科研界和工业界,都对此技术表现出了极大的兴趣。此段时期，静电纺丝技术的发展大致经历了四个阶段： ?第一阶段主要研究不同聚合物的可纺性,和纺丝过程中工艺参数对 纤维直径,及性能的影响以及工艺参数的优化等； ?第二阶段主要研究静电纺纳米纤维成分的多样化,及结构的精细调 控； ?第三个阶段主要研究静电纺纤维在能源、环境、生物医学、光电等 领域的应用； ?第四阶段主要研究静电纺纤维的批量化制造问题。 静电纺丝并以其制造装置简单、纺丝成本低廉、可纺物质种类繁多、工艺可控等优点，已成为有效制备纳米纤维材料的主要途径之一。 目前，与静电纺丝相关的科研院所及企业已覆盖全国32个省、市、区。

国外高技术企业如德国Freudenberg、美国Donaldson、日本Fuence 等公司均拥有制备商业化静电纺纤维产品的核心技术。而我国在静电纺纤维产品开发方面存在企业规模小、零散度大、自主研发能力弱等问题，导致相关产品主要依赖进口。而聚纳达（青岛）科技有限公司则是一家以静电纺丝技术为主的中外合资企业，系英国皇家工程院院士西拉姆Seeram Ramakrishna与国内顶尖静电纺丝技术团队共同创办的高新技术企业。 静电纺丝技术如何应用 ●在生物医学领域，纳米纤维的直径小于细胞，可以模拟天然的细胞外基质的 结构和生物功能；人的大多数组织、器官在形式和结构上与纳米纤维类似，这为纳米纤维用于组织和器官的修复提供了可能；一些电纺原料具有很好的生物相容性及可降解性，可作为载体进入人体，并容易被吸收；加之静电纺纳米纤维还有大的比表面积、孔隙率等优良特性，因此，其在生物医学领域引起了研究者的持续关注，并已在创伤修复、生物组织工程等方面得到了很好的应用。 ●纤维过滤材料的过滤效率会随着纤维直径的降低而提高，因而，降低纤维直 径成为提高纤维滤材过滤性能的一种有效方法。静电纺纤维除直径小之外，还具有孔径小、孔隙率高、纤维均一性好等优点，使其在气体过滤、液体过滤及个体防护等领域表现出巨大的应用潜力。

静电纺丝技术研究及纳米纤维的应用前景..

静电纺丝技术研究及纳米纤维的应用前景 引言： 术语“电纺”来源于“静电纺丝”。虽然电纺这一术语是20世纪90年代才开始使用，但是其基本思想可以追述到60年前。1934一1944年间，FomalaS[1]申请了一系列的专利，发明了用静电场力来制备聚合物纤维的实验装置。1952年，vonnegut和NeubauerI53)发明了电场离子化技术，得到了粒径(0.lmm)均匀、带电程度高的线流。1955年，Drozin进行了不同液体在高电压下，形成气溶胶的研究。1966年，Simons发明了一种装置，用静电场纺丝法制备出了很轻超薄的无纺织物，他在研究中发现，低浓度溶液纺出的纤维较短且细;高浓度溶液纺出的纤维长且连续[2]。1971年，Baumgarten采用静电纺丝法制备出了直径在0.05u m一1.1um的丙烯酸纤维。自从80年代，特别是近些年，由于纳米技术的兴起，使得静电纺丝技术再度引起了纳米材料研究人员的高度关注。采用静电纺丝技术可以很容易的制备出直径在几百微米到几百纳米甚至几十纳米的高质量纤维。目前为止，己经有近上百种高分子采用静电纺丝技术被纺成纳/微米纤维。这些纳/微米纤维有些己经广泛应用于纳米复合材料、传感器、薄膜制造、过滤装置，以及生物医用材料的加工和制造上。本文立足于静电纺丝技术的研究现状，分别从材料的化学组成、纤维的分布方式和特殊结构形态三个方面进行了阐述。同时，概括并展望了纳米纤维的应用领域与前景。 1静电纺丝的基本原理 在电纺丝过程中，喷射装置中装满了充电的聚合物溶液或熔融液。在外加电场作用下，受表面张力作用而保持在喷嘴处的高分子液滴，在电场诱导下表面聚集电荷，受到一个与表面张力方向相反的电场力。当电场逐渐增强时，喷嘴处的液滴由球状被拉长为锥状，形成所谓的“泰勒锥”(Taylorcone)[3-6]。而当电场强度增加至一个临界值时，电场力就会液体的表面张力，从“泰勒锥”中喷出。喷射流在高电场的作用下发生震荡而不稳，产生频率极高的不规则性螺旋运动。

静电纺丝

静电纺丝原理及研究进展 摘要纳米纤维具有直径小、比表面积大以及易于实现表面功能化的优点,受到广泛的关注。在众多制备纳米纤维的方法中,静电纺丝是一种高效的技术,越来越引起人们的关注。简述了国内外静电纺丝的研究现状;介绍了静电纺丝的制备原理、静电纺丝装置的改进、影响纤维成形的主要工艺参数及纤维形态;叙述了静电纺丝纳米纤维在过滤材料、生物医学和传感器等方面的应用;展望了静电纺丝的发展方向。 关键词：静电纺丝；发展；原理；应用 1 国内外研究现状 美国的有关静电纺丝的文献占了全世界的一半以上,总体看来国外的静电纺丝技术较国内的系统和完善。国外对静电纺丝的研究主要集中在以下几个方面: (1)研究多种合成聚合物和天然聚合物的静电纺丝工艺,分析影响纺丝的因素及其纤维表征。 (2)研究电压、喷丝口与接收屏之间的距离、纺丝液的浓度和流量等静电纺丝工艺参数对静电纺纤维的直径及表面形态的影响,分析纺丝工艺的规律,以建立各工艺参数关系的理论模型。 (3)静电纺丝所得制品在生物领域中的应用研究 (4)静电纺丝装置和方法上的创新,是近来静电纺丝研究中的一个热点。与国外相比，国内的研究大约从2002年开始，东华大学研究了静电纺丝的工艺参数对聚丙烯腈纤维直径的影响[8]，同济大学进行了导电聚合物纳米纤维静电纺丝工艺的研究[9]，北京化工大学用静电纺丝法制得聚乳酸纳米纤维无纺毡[10],中国科学院用静电纺丝法制得了纳米级聚丙烯腈纤维毡[11]。总之国内的静电纺丝起步较晚,对静电纺丝的研究主要是通过选择适当的聚合物溶液纺制纳米级纤维,目前还着重于工艺参数对纤维形貌和直径的影响及其纤维形貌的分析。 2 静电纺丝基本原理及装置 2.1 静电纺丝基本原理 一般的静电纺丝装置包括高压电源、溶液储存、喷射和接收装置,相对应可以分为5个过程:流体带电、泰勒锥的形成、射流的细化、射流的不稳定和纤维的接收[12]。其中最重要的是泰勒锥的形成。溶液处于储液管中,有外加电极时会在 电场作用下形成液滴,没有外加电极作用时,由于重力作用,在溶液与管壁的粘附力、本身的粘度和表面张力的作用下形成悬挂在管口的液滴,在电场力的作用下液滴表面布满了电荷,电荷之间的库仑斥力与液滴表面张力相反,当电场强度增大时,液滴表面的电荷密度增大,库仑斥力大于表面张力,液滴曲率发生变化被拉长成锥形,锥角为49. 3b,这一带电液体称为泰勒锥。泰勒锥会随电压的增大发生喷射,喷射流在电场的作用下分裂,随着溶剂的挥发,射流固化,最后纳米纤维收集于接收装置。2.2 静电纺丝装置及改进 静电纺丝装置一般由三部分组成：喷丝装置、接收装置和高压电源，如图1.29。近些年来，科学家们已经不满足于对简单纤维的制备，为了得到一些特殊的形貌和性质的纤维，人们对纺丝装置进行了不同程度修饰和改进。 基于对中空管纤维和核壳纤维的探索，人们设计了同轴电纺丝装置[149-151,158-161]。Li等人[160]设计了同轴喷头装置并成功地制备了管式结构的TiO2纤维(图1.30a)，他们研究发现，内外层材料的相容性会影响这种管式结构的形成，如果内外层材料相容性较好，那么是不容易制造管式纤维或者核壳纤维的。Muthiah等[149]利用同轴电纺丝技术制备了 具有核-壳结构的聚偏氟乙烯和聚四氟乙烯的