针对上述问题，燕山大学张强团队开发了一种仿生筋膜纳米纤维水凝胶伤口敷料。该研究以甲基丙烯酰化硫酸软骨素为凝胶基质，通过静电纺丝技术构建负载吡非尼酮白蛋白纳米颗粒（BSA@PFD）的葡聚糖核壳纤维网络，最终制备光响应性仿生筋膜样纳米纤维水凝胶（CA-DAF-BSA@PFD）。该水凝胶展现出优异的粘弹性、可注射性、抗溶胀性、抗菌活性和生物相容性。体外细胞实验证实，CA-DAF-BSA@PFD水凝胶可显著促进巨噬细胞向M2表型极化，并抑制成纤维细胞向肌成纤维细胞分化。体内全层皮肤缺损模型中，该水凝胶显著加速肉芽组织再生，有效减少瘢痕组织形成。这种核壳纤维水凝胶作为先进伤口敷料展现出显著潜力，为实现高效且生物相容的组织修复提供了新治疗策略。该文章于2026年1月15日以《Bioinspired Hydrogel Prepared by Core-Shell Nanofibers: Accelerating Wound Healing via Macrophage Polarization Modulation》为题发表于《Advanced Functional Materials》（DOI: 10.1002/adfm.202524234）。

筋膜仿生纳米纤维水凝胶示意图

（1）载药核壳纤维的制备与表征

PFD经FDA批准用于抗纤维化治疗，通过抑制TGF-β1信号通路阻断成纤维细胞向肌成纤维细胞转化。本研究以BSA NPs作为蛋白载体负载PFD，构建BSA@PFD纳米颗粒体系；DLS与TEM显示载药后粒径由145±3 nm增至159±4 nm（图1b,d），zeta电位由-10.5 mV移至-4.01 mV（图1c），证实PFD成功嵌入BSA内部并改变界面电学性质。Dex经甲基丙烯酰化改性制备Dex-MA，FTIR于1713 cm⁻¹处出现C═O伸缩振动峰，¹H NMR于5.65 ppm和6.16 ppm处出现乙烯基质子峰（图1f,g），验证碳碳双键成功引入。采用同轴静电纺丝技术将BSA@PFD包埋于Dex-MA纤维核心，制备DAF-BSA@PFD核壳纤维（图1e）；SEM显示纤维表面光滑无缺陷，直径602±31 nm（图1h,i），TEM测得壳层厚度约39 nm（图1j）。荧光标记实验显示香豆素-6标记的BSA@PFD在纤维内呈均匀绿色荧光分布，对照组仅见弱背景信号（图1k），确证纳米颗粒稳定包载于纤维核心，实现药物载体与仿生纤维骨架的结构整合。

图1. 载药核壳纤维的制备与表征。（a）BSA@PFD颗粒合成示意图；（b）BSA和BSA@PFD颗粒的TEM图像；（c）BSA和BSA@PFD颗粒的Zeta电位；（d）BSA和BSA@PFD颗粒的流体力学尺寸分布；（e）DAF-BSA@PFD的制备示意图；（f）DEX和DEX-MA的FTIR光谱，1713 cm⁻¹：羰基（C═O）伸缩振动；（g）DEX和DEX-MA的¹H NMR光谱，5.65 ppm和6.16 ppm：甲基丙烯酸酯基团中的乙烯基质子（─CH₂-C═CH₂）；（h）DAF-BSA@PFD的SEM图像；（i）DAF-BSA@PFD的直径分布直方图；（j）DAF和DAF-BSA@PFD的TEM和（k）荧光图像。

（2）CA水凝胶的制备与表征

CS作为天然糖胺聚糖，经甲基丙烯酰化改性合成CSMA，FTIR于1713 cm⁻¹处出现C═O特征峰，¹H NMR于5.70 ppm和6.20 ppm处出现乙烯基质子峰（图2b,c），证实双键成功引入。光引发下CSMA经紫外交联形成CA水凝胶，浓度依赖性研究显示：6%–15% w/v范围内成胶时间由15 s缩短至2 s（图2e），但断裂应变由67%降至46%（图2g），弹性模量则由约0.08 kPa升至0.22 kPa（图2h）。6% CA水凝胶兼具快速凝胶化（15 s）、低弹性模量（约0.08 kPa）、高断裂应变（67%）及优异的频率稳定性（G'与G''在0.1–10 rad/s范围内变化最小）（图2i），被选为后续研究基础。SEM显示其内部形成30–100 μm均匀多孔结构（图2j），满足渗出液吸收、细胞增殖及营养交换需求。

图2. CA水凝胶的制备与表征。（a）CSMA合成示意图；（b）CA和CSMA的FTIR光谱，1713 cm⁻¹：羰基（C═O）伸缩振动；（c）CA和CSMA的¹H NMR光谱，5.70 ppm和6.20 ppm：甲基丙烯酸酯基团中的乙烯基质子（─CH₂-C═CH₂）；（d）通过倒置试管法在不同浓度下制备的CA水凝胶；（e）不同浓度CA水凝胶的凝胶时间；（f）CA水凝胶压缩测试示意图；（g）CA水凝胶的压缩应力-应变曲线；（h）CA水凝胶的压缩模量；（i）振荡频率扫描（0.1-100 rad/s）的流变学曲线；（j）CA水凝胶的SEM图像。

（3）CA-DAF-BSA@PFD水凝胶的制备与表征

DAF-BSA@PFD纳米纤维片段以10%–50% w/v掺入6% CA水凝胶，制备CA-DAF-BSA@PFD复合体系。SEM显示30%纤维含量时纳米纤维于孔隙内分布最致密均匀（图3a），宏观形态最接近天然皮肤；流变学显示G'与G''随纤维含量增加而同步上升（图3b），压缩应变在30%–40%含量时达峰值（图3c），弹性模量无显著差异（图3d），50%含量时因纤维团聚导致脆性增加。药物释放曲线显示，BSA@PFD 12 h内突释约80%，DAF-BSA@PFD 72 h累积释放62.8%，CA-DAF-BSA@PFD 96 h仅释放52.4%（图3e），核壳纤维与水凝胶基质形成双重缓释屏障。溶胀性能方面，CA-DAF与CA-DAF-BSA@PFD 2 h后溶胀比分别稳定在约150%与130%，显著低于CA水凝胶的约900%（图3f,g），归因于纤维掺入增加的交联密度。该水凝胶表现优异的组织黏附性，猪皮肤拉伸、折叠、扭转测试中无边缘脱离（图3h），可注射书写"NCNST"字样（图3j），并可适配心形、星形等多种模具（图3i），满足不规则创面填充与密封需求。

图3. CA-DAF-BSA@PFD水凝胶的制备与表征。（a）掺入不同浓度电纺纤维的CA-DAF水凝胶的SEM图像；（b）CA-DAF水凝胶振荡频率扫描（0.1-100 rad/s）的流变学曲线；（c）CA-DAF水凝胶的压缩应力-应变曲线和（d）压缩模量；（e）BSA@PFD、DAF-BSA@PFD和CA-DAF-BSA@PFD水凝胶的药物释放曲线；（f）CA、CA-DAF和CA-DAF-BSA@PFD水凝胶在0和6 h的溶胀图像；（g）CA、CA-DAF和CA-DAF-BSA@PFD水凝胶的溶胀比；（h）罗丹明B染色水凝胶在猪皮肤上的粘附演示；（i）使用不同模具制备的可变形状CA-DAF-BSA@PFD水凝胶（荧光素钠染色）；（j）水凝胶的可注射性。

（4）水凝胶的生物相容性

CA-DAF-BSA@PFD水凝胶经MCF-10A细胞共培养1–5天，CCK-8显示各组细胞活力无显著差异，活/死染色未见异常凋亡或形态改变（图4a,b），溶血率低于5%（图4c），符合生物材料安全标准。体内降解实验显示，大鼠后肢皮下注射后14天残余质量48.1%（降解51.9%），28天残余4.7%（降解95.3%）（图4d），证实其可在生理环境中可控降解。主要脏器H&E染色未见炎症浸润、水肿或组织损伤（图4e），表明长期滞留无系统性毒性。

图4. 水凝胶的生物相容性。（a）MCF-10A经不同水凝胶处理后的细胞活力和（b）死活荧光染色；（c）水凝胶的血液相容性；（d）CA-DAF-BSA@PFD水凝胶的体内降解；（e）CA-DAF-BSA@PFD水凝胶处理14天后器官的H&E染色。

（5）CA-DAF-BSA@PFD水凝胶的抗菌功能

CA-DAF-BSA@PFD水凝胶对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌的抑菌圈直径分别为15.2±0.6 mm和13.7±0.4 mm（图S5,S6），活菌计数显示其杀菌率显著高于对照组（图5a,b）。SEM显示，未处理E. coli呈完整杆状光滑表面，S. aureus呈规则球形；水凝胶处理后E. coli膜结构破裂、表面不规则，S. aureus出现明显表面凹陷与变形（图5c），证实其通过破坏细菌膜结构实现杀菌。

图5. 水凝胶的抗菌功能。（a）不同水凝胶处理后活菌数量和（b）S. aureus和E. coli的抑制率；（c）不同水凝胶处理后S. aureus和E. coli的SEM图像。

（6）水凝胶对巨噬细胞极化和成纤维细胞分化的体外评价

CA水凝胶体外调控免疫与成纤维细胞行为：RAW 264.7巨噬细胞共培养24 h后，SEM显示CA处理组较对照组呈现伪足增多、铺展延展的M2形态（图6b），免疫荧光定量CD206表达升高1.33倍（p<0.001），CD11c降至87.6%（p<0.001）（图6c–e）。成纤维细胞分化抑制：100 μg/mL PFD经剂量筛选确定为最优浓度，TGF-β1诱导模型中CA-DAF-BSA@PFD组较CA及CA-DAF组α-SMA表达显著下调、E-钙粘蛋白上调。划痕实验显示CA-DAF与CA-DAF-BSA@PFD组24 h与48 h细胞迁移率高于对照，证实该体系在抑制肌成纤维细胞分化的同时保留促迁移活性。

图6. 水凝胶对巨噬细胞极化影响的体外评价。（a）CA水凝胶处理前后巨噬细胞表型变化示意图；（b）CA水凝胶处理前后巨噬细胞的SEM图像；（c）CA水凝胶处理前后RAW 264.7细胞中M1（CD11c）和M2（CD206）巨噬细胞标志物的免疫荧光染色图像；（d）RAW 264.7细胞中CD11c和CD206染色的定量分析。

（7）体内伤口愈合评估

全层皮肤缺损小鼠模型中，CA-DAF-BSA@PFD水凝胶第3天伤口收缩率最高，第7天愈合率68.83%，第14天达95.04%（图7a–c），显著优于对照组（42.60%与82.25%）、CA组（62.29%与88.59%）及CA-DAF组（61.07%与90.77%）。H&E显示第7天该组肉芽组织厚度最大（图7d,e）且完成再上皮化，第14天表皮结构最完整、毛囊数量最多（图7f）；Masson三色染色示胶原排列整齐、呈束状模式，含量低于CA-DAF组（图8a），表明PFD有效抑制过度胶原沉积。该水凝胶同步实现愈合加速与瘢痕减少。

图7. 体内伤口愈合评估。（a）第0、3、7、10和14天伤口的代表性图像；（b）伤口愈合区域模拟图；（c）伤口愈合率；（d）治疗后第7和14天伤口切片的H&E染色，下方为标记区域的放大视图（黄色箭头：肉芽组织厚度；蓝色箭头：再上皮化；橙色箭头：毛囊）；（e）肉芽组织厚度的统计分析；（f）毛囊数量的定量分析。

（8）体内免疫微环境调控

CA-DAF-BSA@PFD水凝胶调控体内免疫微环境：第7天伤口组织免疫荧光显示，iNOS（M1标志物）平均荧光强度降至对照组5.47%，CD206（M2标志物）升高6.02倍（p<0.001）（图8b,d,e）；第3天ELISA显示IL-6降至对照组43.22%（p<0.05），IL-10升高2.09倍（p<0.01）（图S15,S16）。CD31免疫荧光显示第7天血管密度较对照组增加1.52倍（p<0.001）（图8c,f），证实该水凝胶通过促进M2极化、抑制炎症因子及诱导血管新生协同优化创面修复微环境。

图8. 体内免疫微环境调控。（a）治疗后第7和14天伤口切片的Masson染色，下方为标记区域的放大视图；（b）第3天iNOS（M1标志物）和CD206（M2标志物）的免疫荧光染色；（c）第7天CD31的免疫荧光染色；（d）iNOS、（e）CD206和（f）CD31荧光强度的定量分析。