DOI:10.1021/acsbiomaterials.0c00911

利用纤维增强机械强度较弱的水凝胶是一种既能保持良好的细胞环境又能获得高强度、高韧性的生物医用材料的有效途径。由此产生的分层结构重建了天然组织的结构元素，如关节软骨，其纤维直径从纳米级到微米级不等。通过控制纤维直径、取向和孔隙率等属性，可以设计出具有天然组织非线性、协同力学性能的材料。为了充分利用这些优势，有必要了解纤维增强水凝胶的结构-性能关系。但是，目前有限的模型很难捕获其复杂的力学性能。报道中的大多数纤维增强水凝胶均包含由静电纺丝制备的纤维，这使得对纤维支架的空间控制有限，并限制了系统力学测试研究的范围。然而，新的制备技术（例如熔体电写和生物印刷）出现了，从而可以更好地控制纤维沉积，并为将来研究特定结构特征对力学性能的影响提供了可能。在本综述中，研究者利用硬水凝胶和纤维增强复合材料的设计原理，探讨了纤维增强水凝胶的力学原理及其设计和制备的演变过程。通过突出这些领域之间的重叠，阐述了有效生物医学设备开发所面临的挑战和机遇。

图1.展示支架结构对MC-4细胞结合和扩散作用的扫描电子显微镜显微照片。培养24小时后，与（B）扁平表面上的扁平纤维膜相比，（A）纳米纤维基质（平均直径100-200nm）上的细胞由于与纤维的相互作用增加而更加圆润。

图2.纤维增韧机理。（a）纤维基质界面的剥离，（b）在扩展裂纹尖端后桥接，（c）拔出断裂的纤维状增强材料。

图3.用于在压缩条件下进行测试的实验设置。

图4.韧性测试中使用的裂纹张开模式。

图5.用于测量断裂性能的测试几何类型。（a）纯剪切力，（b）简单延伸，（c）裤形法测试。

图6.通过常见的纤维制备方法可达到的特征尺寸比较，以及与天然组织特征尺寸的比较。

图7.用于纤维生产的基本静电纺丝设置。

图8.由熔体电写获得的结构的场发射扫描电子显微镜显微照片。可以控制纤维方向以产生正方形或三角形的孔。纤维间距为800μm，铺设模式为（a）0°-90°（在（b）中放大）和（c）0°-60°-120°（在（d）中放大）。

图9.在双相组织的拉伸应力-应变数据中观察到的J曲线。

图10.三层血管移植物（TLVGs）的微观结构：（A）TLVGs的横截面，（B）显示三层的放大区域，（C）TPU层的横截面，（D）编织丝和PAM层的横截面，（E）内表面的形态和（F）外表面的形态。

图11.与仅网状或水凝胶相比，纤维间距和结构对PCL增强GelMA/HAMA水凝胶压缩杨氏模量的影响。

图12.PCL增强PEO水凝胶的压缩模量与改良Halpin-Tsai模型拟合结果的比较。

图13.裂纹扩展随纤维方向的变化。（a）无纤维；（b）与负载方向成90°的纤维；（c）与负载方向成45°的纤维；（d）与负载方向平行的纤维；以及（e）正交纤维层压板。

图14.层压对撕裂韧性的影响。（a）海藻酸钠，（b）明胶，（c）无规单层纤维，（d）平行于撕裂方向的单向单层，（e）正交层压材料和（f）斜交层压材料的值。

图15.学科之间的相互作用将有助于改进生物医学设备的设计。