磁気温熱療法のためのエレクトロスピニングされたγ-Fe2O3/ポリウレタンナノファイバーの電場支援その場での正確な堆積

要約

超常磁性γ-Fe₂で装飾されたポリウレタン（PU）ナノファイバーで構成される磁性繊維膜をその場で正確に製造する顔面エレクトロスピニング法 O ₃ 交流磁場（AMF）に応答して同時に発熱するナノ粒子が報告されています。この方法では、円錐形のアルミニウム補助電極を使用して静電界を調整し、エレクトロスピニングのプロセスに影響を与えて、エレクトロスピニングされたγ-Fe₂をその場で迅速かつ正確に堆積させます。 O ₃ / PUファイバー。補助円錐電極は、前駆体溶液のジェット安定化ゾーンを補助電極なしの場合よりも4倍長く伸ばすことができ、これにより、繊維堆積領域の正確な制御を達成することができる。さらに、エレクトロスピニングされた複合繊維膜は、AMF下で70秒で室温から43°Cまで急速な温度上昇を示します。これは、補助電極の助けを借りずに製造されたサンプルと比較して、より速い加熱速度とより高い加熱温度を示します。現在の結果は、補助円錐電極の助けを借りたその場での正確なエレクトロスピニングが、癌治療の磁気温熱療法だけでなく、磁性複合繊維を調製するための操作方法としての可能性を秘めていることを示しています。

背景

温熱療法は、化学療法、放射線療法、免疫療法の抗腫瘍効果を相乗的に高めることができるため、マルチモダリティ戦略で使用できる従来の腫瘍治療に続くもう1つの効果的な治療法です[1,2,3]。がんの治療法として温熱療法を使用するメカニズムは、健康な細胞とは対照的に、41〜45°Cの範囲に対するがん細胞の感受性です[4、5]。磁気ターゲティングや分子ターゲティングなどの多くのターゲティング戦略が実行されてきましたが、癌の診断と治療のための磁性ナノ粒子の適用は、方向性の悪さによって依然として制限されています[6、7]。磁性粒子が体内に直接注入されると、細網内皮系によって迅速に除去され、腫瘍部位ではなく腎臓、肝臓、脾臓などの特定の臓器に濃縮されます[8]。さらに、磁性ナノ粒子は腫瘍組織に局所的に注入され、サイズが小さいため腫瘍部位から漏れ出すことを好みます[9]。これらのケースはすべて、磁性ナノ粒子の温熱効果を低下させます。磁性ナノ粒子ハイパーサーミアと比較して、癌細胞への酸化鉄ナノ粒子（INOP）の正確で局所的な送達は、容易にアクセスできる腫瘍の理想的なハイパーサーミア治療法である磁性複合繊維の主な利点です。

多くの報告では、複合ナノファイバー膜は、温熱療法で使用される前に以前に合成された磁性ナノ粒子の分散液を含むポリマー溶液から調製されました[10、11、12、13]。ただし、それらすべてにいくつかの明らかな欠点があります。たとえば、以前に準備されたナノファイバーが腫瘍組織の表面に均質で連続的なコーティングを形成することは困難であり、これは壊れやすく、タイトシールに直接悪影響を及ぼし、複雑な腫瘍組織の不十分さにつながります。結果として、腫瘍組織へのその場での正確なエレクトロスピニングは、磁気温熱療法プロセス中の複合繊維膜の剥離を防ぐだけでなく、腫瘍組織への均一な加熱の可能性を高めるための優れた戦略となる可能性があります。

その場でのエレクトロスピニングは、特定の腫瘍組織の沈着範囲を正確に制御する必要があります。これにより、特に腹腔内で深刻な組織癒着を引き起こすことを回避できます[14]。その場で正確なエレクトロスピニングが医学の分野に適用できることが多くの研究者によって報告されている[15]。最近の研究は、創傷部位への極細高分子繊維の正確な堆積を強化するために、気流指向のインサイチュエレクトロスピニングデバイスの使用を実証した[16]。ただし、気流指向のinsituエレクトロスピニング装置は、従来のエレクトロスピニング装置と比較して、追加のエアポンプ、紡糸口金ヘッドを備えた追加の自家製ハンドル、およびその他の気流支援装置を追加する必要があり、空気流と装置の操作を複雑にする速度と電圧の関係。磁場支援エレクトロスピニングは、秩序だったエレクトロスピニング繊維を調製し、エレクトロスピニング繊維の堆積範囲を制御するための効果的な方法でもあります[17]。十分な磁性粒子を組み込んだ高分子ポリマーは、ポリマー溶液に対して十分な磁化率を誘発する可能性があります。ヤンら。 [18]は、磁気エレクトロスピニング（MES）と呼ばれる方法によって、適切に整列されたアレイと多層グリッドを製造するためのアプローチを報告しました。 MESでは、ポリマー溶液を磁化するために少量の磁性ナノ粒子が追加されます。エレクトロスピニング中に、2つの平行に配置された永久磁石によって生成された磁場が印加され、磁場がギャップを横切ってファイバーを伸ばし、平行アレイを形成します。ただし、磁場支援エレクトロスピニングは磁性繊維の調製にのみ使用でき、非磁性繊維の紡糸プロセスには影響しません。対照的に、磁性複合繊維膜を実現するためにその場で正確なエレクトロスピニングで補助電極を使用することは、より単純で、効果的で、普遍的な方法です。

ここでは、γ-Fe₂が埋め込まれた複合繊維膜のその場での正確な堆積を開発しました O ₃ 回転ヘッドの位置に円錐形のアルミニウム補助電極を追加して、磁性複合繊維の堆積方向と範囲を調整する携帯型静電スピナーによるNP。本研究は、形態と性能が変化する可能性のある磁性複合繊維膜に対する補助電極の影響を調査することを目的としています。従来のアプローチと比較して、この技術は、複雑で不規則な腫瘍組織にナノ構造繊維を非常に迅速かつ正確に堆積させ、腫瘍領域を所望の温度に局所的に加熱する強力な源として機能する、優れた完全性を備えた連続的でコンパクトで柔軟な膜を形成することができます周囲の健康な組織を過熱することなく、腫瘍の成長を防ぎ、化学療法、放射線療法、免疫療法の抗腫瘍効果を高めることができます。インビトロ研究は、エレクトロスピニングされたγ-Fe₂ O ₃ / PU磁性繊維膜は、優れた磁気媒介温熱療法効果を持っています。さらに、γ-Fe₂の熱安定性 O ₃ / PU複合繊維膜は、繰り返される磁場励起によっても実証されています。

メソッド/実験

資料

γ-Fe₂ O ₃ ナノ粒子（γ-Fe₂ O ₃ NP、10 nm、phere、99.5％、Shanghai Macklin Biochemical Co.、Ltd。China）、高分子量ポリエーテルグレードポリウレタンペレット（PU、WHT-8170、Yantai Wanhua Polyurethanes Co.、Ltd。、中国）、および N 、 N -ジメチルホルムアミド（DMF≥99.5％、Pharm Chemical Reagent Co、Ltd。、中国）は、そのまま使用しましたが、純度は高くありません。

エレクトロスピニングγ-Fe₂の調製 O ₃ / PU磁性ナノファイバー

γ-Fe₂を分散させるため O ₃ DMF中のNP、0.54gのナノ粉末を2.5gのDMFに添加し、その後、混合物をコーンボトル内で4時間超音波にさらしました。ニートポリウレタン溶液は、1.8gのPUペレットを7.5gのDMF溶媒に溶解し、40°Cで攪拌することによって調製しました。次に、PU溶液をγ-Fe₂に注ぎました。 O ₃ NPを分散させ、自家製のメカニカルスターラーで30分間激しく攪拌します。最後に、エレクトロスピニングの前に、溶液混合物を50°Cでさらに24時間超音波処理することにより、さらに分散させました。

エレクトロスピニング工程では、携帯型静電スピナーを採用し、磁性繊維の製造を実現しました。図1aに示すように、ポータブル静電スピナーには、銃の形をしたハンドヘルドスピニングデバイスがあります。スピニングヘッドの拡大画像に示されているように、底部に直径4 cmの円錐形の補助電極が紡糸口金に固定されており、理想的な太さまで繊維を急速に堆積させるための静電界を制御および調整できます。このエレクトロスピニング装置は、内径0.7mmの針先が取り付けられた5mLのプラスチック製注射器（Becton Dichinson）を使用していました。エレクトロスピニング前駆体溶液をシリンジにロードし、デバイスのシリンジポンプで圧搾しました。エレクトロスピニングは、10〜15 kVの間で変化する印加電圧で、頂点からコレクターまでの距離が10 cm、一定の供給速度が33μL/分で実行されました。コレクターは、アルミホイル、皮膚、さらには腫瘍組織の表面である可能性があります。静電界力の影響下で、シリンジポンプによって圧搾されたエレクトロスピニング前駆体溶液が引き伸ばされ、空気中でナノファイバーに切断され、最終的にコレクターの表面に堆積した。 5、10、15、および20分の異なる紡糸時間の後、異なる厚さの磁性繊維膜が得られ、γ-Fe₂として示されました。 O ₃ / PU-A5、γ-Fe₂ O ₃ / PU-A10、γ-Fe₂ O ₃ / PU-A15、およびγ-Fe₂ O ₃ それぞれ/ PU-A20。さらに、γ-Fe₂ O ₃ / PU複合繊維膜も同じエレクトロスピニング時間と条件で調製されましたが、エレクトロスピニング中に補助電極がなく、γ-Fe₂と表記されました。 O ₃ / PU-5、γ-Fe₂ O ₃ / PU-10、γ-Fe₂ O ₃ / PU-15、およびγ-Fe₂ O ₃ それぞれ/ PU-20。すべての手順は、実験動物の使用に関する国立衛生研究所のガイドラインに従い、大学の首相の動物研究委員会の承認を得て実施されました。

特性評価

γ-Fe₂の表面形態構造と直径 O ₃ / PU複合ナノファイバー膜は、走査型電子顕微鏡（SEM、TM-1000、日立）によって決定されました。磁性粒子のサイズと分布は、透過型電子顕微鏡（TEM、JEM-200EX）を使用して特徴づけられました。 X線粉末回折（XRD、RINT2000ワイドエンジェルゴニオメーター）分析は、リガクX線回折計を使用して実行されました。ナノファイバー膜の化学組成と分子構造は、フーリエ変換赤外（FTIR）分光計（Thermo Scientific Nicolet iN10）を使用して決定しました。組成膜の熱重量分析（TGA）は、窒素の流れを保護しながら、30〜600°Cで10°C /分の加熱速度で実行されました。 γ-Fe₂の磁気特性 O ₃ / PUは、振動試料型磁力計（VSM、Quantum Design Corporation）によって-15,000〜15,000Oeで測定されました。

磁気加熱実験

加熱処理を誘導するために使用される励起AMFは、定格電力が3 kWで水冷誘導コイルが銅製の交流磁場発生器（SP-04AC深センShuangping Power Technology Co.、Ltd。）によって生成されました。 2つの調整コイルと30mmの内径（図1b）。 AMFジェネレーターの最大磁場強度と磁場周波数はそれぞれ12.5Oeと153kHzでした。円筒形の繊維膜は銅コイルの中心に配置された[19、20]。繊維膜の加熱特性を測定するために、赤外線温度検出器を繊維膜に固定し、ナノファイバーフィルムの温度変化をリアルタイムで記録しました。

結果と考察

InSituエレクトロスピニングによる正確な堆積

補助電極がある場合とない場合のエレクトロスピニング間の堆積範囲の比較を行った。図2に示すように、同じ外部条件（温度、電圧、距離、湿度、回転速度、回転する前駆体流体、回転する針の直径など）の下で、補助電極を使用して作成された繊維膜の堆積範囲（直径1.8 cm）は、補助電極を使用しないエレクトロスピニングファイバー（直径4.6 cm）よりも大幅に小さかった。従来のエレクトロスピニングプロセスでは、紡糸する前駆体流体が分裂し、泡立ち、伸びて、空気中でマイクロ/ナノスケールの繊維になり、最後にコレクターに堆積して不織布膜を形成します[21]。しかしながら、回転するジェットの不安定な領域では、ジェットの円錐形の空間分布は、繊維の堆積範囲を拡大し、繊維の堆積の精度を低下させる。補助電極で修飾すると、回転する前駆体ジェットの分裂とホイップが抑制され、ジェット安定化領域の範囲が大きくなり、非常に狭いレーンで変動します。図2a、bに示すように、補助電極を使用しない場合、前駆体溶液のジェット安定化ゾーンは0.96cmでした。また、補助電極を使用すると、前駆体溶液のジェット安定化ゾーンが4 cm延長されました。これは、補助電極がない場合の4倍の長さでした。同じ回転距離で、安定化ゾーンの拡張は、回転堆積範囲を縮小し、その場で正確な回転を達成するのに役立ちます。図2c、dに示すように、補助電極を使用しない場合と使用する場合の複合繊維膜の堆積範囲は、直径がそれぞれ4.6cmと1.8cmの円形領域です。結果は、補助電極がエレクトロスピニングプロセス中の堆積範囲を効果的に減らすことができることを示しています。図2eは、エレクトロスピニングされた繊維膜の厚さの経時的な傾向を示しています。補助電極の助けを借りて、迅速なエレクトロスピニングを実現でき、30分後、堆積した複合膜の厚さは、他のエレクトロスピニング法で調製したものの約4倍になります。補助電極を介して、エレクトロスピニングジェットの堆積範囲がより正確になり、一定の厚さの繊維膜を短時間で形成できることは明らかであり、その場での正確なスピニングの実行と実現に大きな意味があります。次の磁気温熱療法実験での急速なエレクトロスピニング。

形態学的、構造的、および磁気的特性

補助電極の有無にかかわらず調製されたPU繊維膜および複合膜のSEM画像を図3に示します。図3a、e、b、およびfから明らかなように、サブマイクロサイズの高さのPU繊維膜多孔性、および補助電極の有無にかかわらず準備されたランダムな順序の配向は、両方とも、インターロッキングファイバーの比較的ビーズのない滑らかなマトリックスです。 SEM画像の左上隅に挿入されている統計分析によると、2つの異なる方法で作成されたPU繊維膜の直径の範囲は、それぞれ700〜1900 nmと1100〜2300 nmであり、平均繊維です。それらの直径は、それぞれ約1390nmと1670nmです。明らかに、補助電極で調製されたPU繊維膜の繊維径は、他のものよりも少し太く、これは補助電極による静電界の制限に起因する可能性があります。補助電極の追加は、電界を抑制し、紡糸繊維のホイップおよび伸びをさらに制限するので、紡糸繊維は、補助電極が追加されない方法で製造されたものよりも比較的太い。図3c、g、d、およびhに示すように、γ-Fe₂の追加 O ₃ NPは繊維の表面形態と直径をわずかに変化させますが、PUと比較して複合繊維膜の形状と多孔質構造を変化させることはありません。 γ-Fe₂を組み込んだ後 O ₃ NPでは、繊維の直径が850 nmに減少し、繊維の表面の粗さが増加しました。これは、γ-Fe₂の分散が原因である可能性があります。 O ₃ 表面積対体積比が高いため、PUファイバー内/上にあるNP [22]。ただし、補助電極を使用して調製したままの複合繊維膜は滑らかではなくなります（図3d）。したがって、磁性粒子の効果に加えて、エレクトロスピニングプロセス中に補助電極を追加すると、繊維の泡立ちが抑制され、溶媒の揮発が不完全になり、繊維の表面が粗くなる。 γ-Fe₂の添加後 O ₃ ナノ粒子は、ナノファイバーの微視的形態の変化に加えて、複合ナノファイバー膜の色も白から薄茶色に変化し、数回の洗浄後も色は変化しませんでした。

γ-Fe₂の分散をさらに特徴づけるために O ₃ 磁性膜に組み込まれたNPを用いて、複合繊維膜のTEM画像を詳細に分析しました。図4に見られるように、γ-Fe₂ O ₃ NPは十分に分散されており、それらの大部分はナノファイバー内にしっかりとカプセル化されているため、磁気温熱療法の基板材料として使用した場合に、漏れや移動の可能性を防ぎます。 γ-Fe₂ O ₃ NPは、ファイバー内で良好な分散と凝集を示しません。これは、補助電極が磁性粒子の均一な分布を妨げないことを意味します。

図5Aは、ニートPUファイバーメンブレンγ-Fe₂のXRDパターンを示しています。 O ₃ 磁性ナノ粒子、およびエレクトロスピニングされたγ-Fe₂ O ₃ / PU複合繊維膜。エレクトロスピニングされたγ-Fe₂のXRDスペクトルが O ₃ / PU複合ナノファイバー膜とニートPUファイバー膜は、1つの広いピークを示し、低結晶性材料の典型的なシンボルを示しています。この結果は、調製されたPU繊維膜の結晶化度が低いことを証明しています。ただし、複合膜のいくつかの新しいピークの位置と相対強度は、（220）、（311）、（400）、（511）、および（440）に対応する標準の回折カードJCPDS39-1346とよく一致しています。）γ-Fe₂の特徴的なピーク O ₃ 磁性ナノ粒子。 γ-Fe₂との比較 O ₃ NP、複合繊維膜の回折ピーク強度の大幅な減少は、γ-Fe₂間の物理的組み合わせに起因する可能性があります。 O ₃ 化学反応のないNPおよびPU繊維膜。

複合繊維膜の分子構造を決定するために、サンプルのフーリエ変換赤外（FTIR）スペクトルを、400〜4000 cm ^-1 のスペクトル範囲で分析しました。（図5B）。主なバンドの割り当てを表1に示します。図5Bの曲線aは、3347 cm ^-1 付近に観察される弱くて広い吸収ピークを示しています。、H ₂のO-H伸縮振動に対応 γ-Fe₂の吸湿によるO O ₃ NP。さらに、557 cm ^-1 の強いバンド Fe-O結合の振動数に割り当てることができます。図5Bの曲線bに示されているように、3328 cm ^-1 でのエレクトロスピニングされたPU膜の強い吸収帯 N-Hストレッチに起因する可能性があります。 2919 cm ^-1 のバンド PUのC-H結合の伸縮振動に割り当てられます。 1704、1729、1529、1073、771 cm ^-1 のバンド C-H非対称屈曲振動、> C =H伸縮振動、アミドIIバンド、C-O伸縮、およびCH ₂から発生します。それぞれロッキング[23,24,25]。一方、比較すると、図5Bの曲線cは、γ-Fe₂の場合の現象を示しています。 O ₃ NPが埋め込まれ、複合繊維膜のFTIRスペクトルに明らかな変化は観察されませんでした。たとえば、Fe-O結合の特徴的なピークは、557 cm ^-1 にも現れます。スペクトルの明らかなシフトなし。ただし、1073 cm ^-1 でわずかなシフトが見られました。複合繊維膜では、これはPUとγ-Fe₂の間の水素結合の増加を意味します O ₃ NP [26]。

<図>

γ-Fe₂の磁化曲線 O ₃ 300 KでVSMによって測定された、補助電極の有無にかかわらず準備されたNPと複合繊維膜はすべて、明確なヒステリシスループがなく、15,000 Oeでそれぞれ58.3、10.7、および10.0 emu / gの磁化値を持つ典型的な超常磁性挙動を示しました。、これは、すべてのサンプルが超常磁性を持っていることを示しています（図6A）[5、27]。 γ-Fe₂と比較して、2種類の複合繊維膜の磁化値が明らかに減少している O ₃ 15,000 OeのNPは、磁性ナノ粒子を含む非磁性PUの存在と、複合繊維膜における磁性ナノ粒子の不均一な分布に起因する可能性があります[28、29]。しかし、異なる電極を使用して調製された2種類の複合繊維膜の磁化値は、γ-Fe₂のドーピング比によって計算された理論値からの偏差を示しています。 O ₃ NP。 γ-Fe₂の量 O ₃ 複合繊維膜に組み込まれたNPは、次の式を使用して推定できます。

$$ \ mathrm {Doping} \ \ mathrm {ratio} \ \ mathrm {of} \ \ upgamma-{\ mathrm {Fe}} _ 2 {\ mathrm {O}} _3 \ \ mathrm {nanoparticles} =\ kern0.5em \ mathrm {Mb} / \ mathrm {Ma} \ times 100 \％$$（1）

ここで、Ma、Mbは純粋なγ-Fe₂の磁化値です。 O ₃ それぞれ15,000Oeのナノ粒子と複合ナノファイバー膜。式によると。（1）、実際のドーピング率は、補助電極の有無にかかわらず調製された複合膜で約18.3％と17.1％です。 PUと複合繊維膜における磁性ナノ粒子の分布の両方の影響に加えて、γ-Fe₂の沈殿 O ₃ エレクトロスピニングプロセス中のNPも、磁化値に重要な役割を果たします。 γ-Fe₂のドーピング率の正確な測定 O ₃ NPは、熱重量分析（TGA）によってさらに実行できます。

γ-Fe₂の重量比を確認するため O ₃ 複合繊維膜のNPと熱安定性、TGAを実行しました（図6B）。図6Bの曲線aが示すように、γ-Fe₂の質量 O ₃ NPは、温度の上昇に伴って大幅に減少することはありません。複合繊維膜の初期熱分解温度（〜260°C）は、純粋なPU繊維膜の初期熱分解温度（〜305°C）よりも低く、磁気熱処理に必要な複合繊維膜の熱安定性を完全に満たしています。（図6Bの曲線b、c、およびd）。次に、305〜425°Cの温度範囲で、PU繊維膜は着実に劣化します（図6Bで曲線）。温度が500°Cに達すると、複合繊維膜と比較して、PU繊維膜に明らかに残留重量はありません。複合繊維膜の残留画分から、γ-Fe₂ O ₃ 複合膜にドーピングされているNPは19.1wt％と20.4 wt％であり、これはVSMの推定結果に対応しています。補助電極あり/なしで作製した複合繊維膜の残留重量比を比較すると、補助電極の添加が複合繊維膜中の磁性粒子のドーピング量に影響を与えないことは明らかである。埋め込まれたγ-Fe₂のこの小さな偏差 O ₃ NPはエレクトロスピニングプロセスに起因する可能性があります。

体外温熱測定

磁性ナノ粒子温熱療法は、超常磁性γ-Fe₂の能力を利用します O ₃ 高周波AMFの作用下で熱を発生させるNP [30]。 γ-Fe₂の損失メカニズム O ₃ γ-Fe₂であるかどうかにかかわらず、AMFに基づくNPをそれぞれ考慮する必要があります。 O ₃ NPは分散または集約されます。凝集したγ-Fe₂の発熱は O ₃ NPは、ヒステリシス損失と分子間相互作用[31]、分散したγ-Fe₂によって決定されます。 O ₃ NPは、ブラウンとネールの緩和によって与えられます[32]。そしてγ-Fe₂ O ₃ NPはファイバー内に組み込まれて固定されているため、γ-Fe₂が自由に回転します。 O ₃ NPは除外でき、ブラウン緩和はAMFの下で発生する磁気加熱には寄与しません。埋め込まれた磁性ナノ粒子の場合、ヒステリシス損失とニール緩和のみが磁気逆転損失の加熱に重大な影響を及ぼします。 γ-Fe₂の実際のAMF依存発熱特性 O ₃ ポリマー繊維にドープされたNPは、混合相の複雑な磁気相互作用と複合繊維膜の構造、局所的な凝集、およびγ-Fe₂の部分的な分散のため、推定が容易ではありません。 O ₃ NP [33]。したがって、分散および凝集したγ-Fe₂の混合構造の実際のAMF依存発熱特性 O ₃ ファイバーマット内のNPは、実験的な熱挙動によって適切に評価できます。したがって、磁気変換効果は、複合繊維膜をAMFに曝露することによって実行されました。図7は、純粋なPU繊維膜とさまざまな磁性複合繊維の時間依存加熱曲線を示しています。図7aに示すように、γ-Fe₂の温度上昇は10.5±0.4、16.2±0.3、19.1±0.5、24.4±0.3°Cでした。 O ₃ / PU-A5、γ-Fe₂ O ₃ / PU-A10、γ-Fe₂ O ₃ / PU-A15、およびγ-Fe₂ O ₃ それぞれ/ PU-A20複合繊維膜。また、図7bでは、補助電極を追加せずに作成された複合膜に対応して、γ-Fe_{2の温度上昇は4.2±0.3、5.1±0.2、6.7±0.4、および9.3±0.2°Cでした。} O ₃ / PU-5、γ-Fe₂ O ₃ / PU-10、γ-Fe₂ O ₃ / PU-15、およびγ-Fe₂ O ₃ それぞれ/ PU-20複合膜。すべての磁性複合繊維の加熱温度は時間の経過とともに急速に上昇し、最終的には試験期間の終わりに到達し、基本的にバランスを維持しているように見えた。また、磁性複合繊維膜を調製するための時間が増加するにつれて、加熱速度および加熱温度の漸進的な増加が、２つの異なる方法によって調製された複合繊維膜の両方で現れ、ここで、γ－Ｆｅ２２が存在する。 / sub> O ₃ NPはXRD回折と形態素解析によって確認されました。しかしながら、同じ調製時間で、補助電極の助けを借りて調製された複合繊維膜の加熱速度はより速く、安定温度は他のものよりも高かった。たとえば、補助電極を使用して15分間エレクトロスピニングした複合繊維膜の加熱速度は0.42°C / sで、平衡温度は44.3°Cです。 Moreover, if a fiber membrane having the same heating capacity is desired, a spinning time of 20 min is required with the aid of an auxiliary electrode, which means that the addition of the auxiliary electrode can remarkably improve the spinning efficiency and make full use of the spinning precursor. The results thus clearly indicate that the heating rate and the upper limit of the temperature rise are both remarkably improved compared to the composite membranes obtained without the aid of the auxiliary electrode. In contrast, the pure PU nanofibrous membranes showed slight temperature change under the identical conditions, which could be assigned to the influence of measurement error and the ambient temperature.

In the case of cancer therapy, the high- and low-temperature cycle of hyperthermia treatment is preferred along with other hyperthermia modes due to the chance of tumor metastasis, which means it is necessary for composite fibrous membranes to possess a uniform cyclic profile with a constant temperature rise during the heating process [34]. To test the heat stability of γ-Fe₂ O ₃ /PU composite fibrous membranes, γ-Fe₂ O ₃ /PU-A15 membranes were exposed to AMF for different cycles. As shown in Fig. 8, no obvious change in the elevated temperature profiles was observed during the three cycles of AMF effect, which indicated that the γ-Fe₂ O ₃ /PU composite fibrous membranes could efficiently and rapidly convert AMF energy into thermal energy. More importantly, significant superiority of the composite fibrous membranes for cancer hyperthermia treatment was their capability for repeatable heating without damaging the heating efficiency.

As mentioned above, the portable electrospinning device with the aid of an auxiliary electrode can quickly and precisely deposit the electrospun fiber membrane on the collecting pole in situ, which is in favor of the close contact between the prepared electrospun fiber membrane and the affected area, and improves the heating efficiency of the magnetocaloric therapy. Moreover, the thermotherapy fibers containing chemotherapeutic drugs can also be prepared in situ on the tumor tissue, which is beneficial to the synergistic effect of the drug and hyperthermia. As shown in Fig. 9, the electrospun fiber membrane can be prepared in situ on the surface of a hand. As can be found in Fig. 9a, a thin PU composite fibrous membrane is formed on the surface of the hand by a portable electrostatic spinner without an auxiliary electrode. Figure 9b shows that a tightly bonded, precisely deposited magnetic fibrous membrane is fabricated on the scar of the hand, which just like a second layer of skin due to the electrostatic attraction force. The mark has been completely covered by the magnetic fibrous membrane, while other skin tissue is not affected, which means a good versatility of the in situ preparation of magnetic fiber membranes under the assist of an auxiliary electrode.

結論

In summary, a magnetic composite nanofiber membrane was fabricated in situ using a portable electrospinning device with the aid of an auxiliary electrode. In the electrospinning process, the addition of the auxiliary electrode prolongs the stable area of the electrospinning and reduces the fiber whipping, thereby reducing the deposition range of the fiber and accelerating the fiber deposition rate. For electrospinning techniques, the application of conical auxiliary electrodes to precisely control the deposition area is suitable for most electrospinning materials. Moreover, the microstructure (diameter, surface morphology) of the electrospinning fiber is not significantly affected. The in situ prepared magnetic composite nanofibrous membranes can convert the AMF energy to the thermal energy to elevate temperature efficiently. With the aid of the auxiliary electrode, the composite fibrous membrane prepared by in situ electrospinning showed efficient heating ability upon the application of AMF, and well-maintained cyclic heating performance under the presence of AMF. These results indicate that the magnetic composite fibrous membrane prepared in situ by the auxiliary electrode is an excellent candidate for the magnetic hyperthermia of cancer therapy.