DOI:10.1021/acsbiomaterials.0c00911
利用纖維增強機械強度較弱的水凝膠是一種既能保持良好的細胞環境又能獲得高強度、高韌性的生物醫用材料的有效途徑。由此產生的分層結構重建了天然組織的結構元素，如關節軟骨，其纖維直徑從納米級到微米級不等。通過控制纖維直徑、取向和孔隙率等屬性，可以設計出具有天然組織非線性、協同力學性能的材料。為了充分利用這些優勢，有必要了解纖維增強水凝膠的結構-性能關系。但是，目前有限的模型很難捕獲其復雜的力學性能。報道中的大多數纖維增強水凝膠均包含由靜電紡絲制備的纖維，這使得對纖維支架的空間控制有限，并限制了系統力學測試研究的范圍。然而，新的制備技術（例如熔體電寫和生物印刷）出現了，從而可以更好地控制纖維沉積，并為將來研究特定結構特征對力學性能的影響提供了可能。在本綜述中，研究者利用硬水凝膠和纖維增強復合材料的設計原理，探討了纖維增強水凝膠的力學原理及其設計和制備的演變過程。通過突出這些領域之間的重疊，闡述了有效生物醫學設備開發所面臨的挑戰和機遇。
圖1.展示支架結構對MC-4細胞結合和擴散作用的掃描電子顯微鏡顯微照片。培養24小時后，與（B）扁平表面上的扁平纖維膜相比，（A）納米纖維基質（平均直徑100-200nm）上的細胞由于與纖維的相互作用增加而更加圓潤。
圖2.纖維增韌機理。（a）纖維基質界面的剝離，（b）在擴展裂紋尖端后橋接，（c）拔出斷裂的纖維狀增強材料。
圖3.用于在壓縮條件下進行測試的實驗設置。
圖4.韌性測試中使用的裂紋張開模式。
圖5.用于測量斷裂性能的測試幾何類型。（a）純剪切力，（b）簡單延伸，（c）褲形法測試。
圖6.通過常見的纖維制備方法可達到的特征尺寸比較，以及與天然組織特征尺寸的比較。
圖7.用于纖維生產的基本靜電紡絲設置。
圖8.由熔體電寫獲得的結構的場發射掃描電子顯微鏡顯微照片。可以控制纖維方向以產生正方形或三角形的孔。纖維間距為800μm，鋪設模式為（a）0°-90°（在（b）中放大）和（c）0°-60°-120°（在（d）中放大）。
圖9.在雙相組織的拉伸應力-應變數據中觀察到的J曲線。
圖10.三層血管移植物（TLVGs）的微觀結構：（A）TLVGs的橫截面，（B）顯示三層的放大區域，（C）TPU層的橫截面，（D）編織絲和PAM層的橫截面，（E）內表面的形態和（F）外表面的形態。
圖11.與僅網狀或水凝膠相比，纖維間距和結構對PCL增強GelMA/HAMA水凝膠壓縮楊氏模量的影響。
圖12.PCL增強PEO水凝膠的壓縮模量與改良Halpin-Tsai模型擬合結果的比較。
圖13.裂紋擴展隨纖維方向的變化。（a）無纖維；（b）與負載方向成90°的纖維；（c）與負載方向成45°的纖維；（d）與負載方向平行的纖維；以及（e）正交纖維層壓板。
圖14.層壓對撕裂韌性的影響。（a）海藻酸鈉，（b）明膠，（c）無規單層纖維，（d）平行于撕裂方向的單向單層，（e）正交層壓材料和（f）斜交層壓材料的值。
圖15.學科之間的相互作用將有助于改進生物醫學設備的設計。
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