組織修復支架、其制備方法和用途

組織修復支架、其制備方法和用途
【專利摘要】本發明提供一種組織修復支架、其制備方法和用途，所述組織修復支架的至少一個表面包含由黏附因子和疏水性合成材料構成的復合纖維。包含該復合纖維的表面使得本發明的組織修復支架具有良好的組織黏附力和貼服性，能很好地黏附于組織解剖結構。該組織修復支架既可以采用縫合方式又可以采用無需縫合方式。
【專利說明】組織修復支架、其制備方法和用途

【技術領域】
[0001] 本發明涉及一種生物醫學器件及其制備，特別涉及一種組織修復支架、其制備方 法和用途。

【背景技術】
[0002] 組織修復支架在臨床工作中非常常見，例如肌腱修補片、疝氣修補片、硬腦(脊）膜 修補片、盆底修補片、吊帶修補片。
[0003] 但由于現有合成材料本身具有一定的缺陷性，材料本身組成元素、表面電荷性質、 材料基本組成單元、組成結構、表面親水疏水性質與人體組織組成單元均具有很大的差異 性。尤其是疏水性合成材料，基本沒有貼服組織解剖結構的特性。因此現有組織修復支架 與組織之間的結合力薄弱，基本依靠縫合，很難與組織解剖結構形成良好的組織貼服性和 黏附。差的組織貼服性在應用時會產生與組織的摩擦，給病人很大程度的不舒適感；并且在 應用過程中需要經過非常嚴密的手術縫合方能保證材料與周圍組織形成連接，大大增加手 術時間，會增加一些新的創傷，不利于病人盡快從手術創傷中的快速修復；而且縫合操作需 要材料具有較高的縫合強度，并且不能因此而產生縫合孔，會導致組織液滲漏或組織粘連。
[0004] 目前具有一定組織貼服性和生物黏合力的產品，均為動物源性材料或單純親水性 材料等。動物源性材料存在免疫風險，單純親水性材料本身力學強度與自體組織的力學強 度相差很大，很難采用縫合方式加強材料與組織的連接，在實際應用中存在較大的風險。公 開號為CN1961974A的專利申請中，公開了將明膠與其它高分子材料一起溶于水或乙醇/水 溶液中，再采用電紡工藝制備聚合物納米纖維材料，但是僅具體公開了將明膠-透明質酸、 明膠-PVA、明膠-ΡΕ0的水/乙醇溶液進行電紡的實例，并沒有公開明膠如何與疏水性高 分子材料形成混合溶液并進行電紡。由于疏水性高分子材料基本不能溶于乙醇/水溶液， 因此該方法實際上僅適用于將不同的親水性強的高分子材料混合溶解于乙醇/水溶液來 進行電紡，因此，該方法無法形成疏水材料與親水性材料構成的纖維結構，本身力學強度較 差，與自體組織的力學強度存在一定的差異性。此外，具有一定親水性組織修復支架產品吸 水后存在很大的收縮性，組織修復支架主要用于缺損部位的修復，實際應用存在一定的風 險。而且，此類組織修復支架產品具有較快的降解速度，產品降解太快在組織缺損修復應用 中存在一定的風險。
[0005] 現有組織修復支架產品通過多層結構可以實現整個產品不同面具有不同的疏水 或親水性能，進而實現防止粘連和促進組織生長的功能性作用。但是工藝復雜，且不同界面 層連接不夠緊密，與組織相接觸的疏水或親水性表面仍然存在上述的與組織之間的結合力 薄弱或吸水后收縮性大等問題。


【發明內容】

[0006] 發明要解決的問是頁
[0007] 現有的合成組織修復材料，尤其是疏水性合成材料，與人體組織單元結構的很大 不同，組織修復支架與組織之間不具有生物黏合力和貼服性，基本無法直接貼服使用，與組 織的作用力不夠牢固，難以采用無需縫合手術的方式使用。單純的一些具有一定的生物黏 合力的產品，其力學強度很低，組織黏附力難以采用縫合手術方式加強，可選擇性差。
[0008] 現有的具有一定親水性組織修復支架產品吸水后存在很大的收縮性或縫合強度 較差等缺陷，用于缺損部位的修復，實際應用存在一定的風險。現有的具有一定黏附力的組 織修復支架產品具有較快的降解速度，不能滿足缺損修復過程的力學、封堵要求。
[0009] 現有的組織修復支架大多主要為傳統的流延成膜技術、編織技術、動物源性組織 處理后得到的產品，結構不易可控，與細胞外基質材料結構有很大差異性。
[0010] 用于解決問題的方案
[0011] 本發明人發現采用本發明的具有特定結構的組織修復支架可以解決上述問題，所 述組織修復支架的至少一個表面包含由黏附因子和疏水性合成材料構成的復合纖維。
[0012] 本發明的組織修復支架，其中，構成所述復合纖維的所述黏附因子可存在于所述 疏水性合成材料的內部和/或表面。
[0013] 本發明的組織修復支架，其中，所述黏附因子選自具有親水性的蛋白類及其衍生 材料、具有親水性的纖維素類及其衍生材料、具有親水性的醇類及其衍生材料、殼聚糖類及 其衍生材料、糖類及其衍生材料、含氮類親水性物質中的一種或多種。
[0014] 本發明的組織修復支架，其中，所述疏水性合成材料包括疏水性聚氨酯、聚對苯二 甲酸乙二酯、聚己內酯、聚羥基乙酸、聚乳酸-羥基乙酸共聚物、1，3_丙二醇聚合物、聚乳 酸-已內酯共聚物、聚乳酸。
[0015] 本發明的組織修復支架，其中，所述復合纖維中，黏附因子的含量為5質量％-95質 量％，優選為10質量％-50質量％，更優選15質量％-30質量％ ;所述復合纖維的親水親油平 衡值HLB為1-13,優選1-6。
[0016] 本發明的組織修復支架，其中，所述組織修復支架的表面與水的接觸角 Θ 彡 90°。
[0017] 本發明的組織修復支架，其中，所述組織修復支架的吸水率大于100%。
[0018] 本發明的組織修復支架，其中，所述組織修復支架由直徑為10nm?ΙΟΟμπι的纖維 絲交織而成，具有多孔狀的結構。
[0019] 本發明的組織修復支架的用途，所述組織修復支架用于腦膜修補、脊膜修補、組織 工程支架材料、人工皮膚、創傷輔料、生物膜、傷口包覆材料、止血材料、術后防粘連材料或 美容材料。
[0020] 本發明的組織修復支架的制備方法，其特征在于，將所述黏附因子和所述疏水性 合成材料溶于同種溶劑中，然后通過靜電紡絲技術、離心力紡絲技術、熱熔噴絲技術、熔融 電紡技術中的一種或多種結合進行制備，得到含有所述復合纖維的表面。
[0021] 本發明的組織修復支架的制備方法，其中，所述溶劑至少含有一種氟類溶劑。
[0022] 本發明的組織修復支架的制備方法，其中，所述氟類溶劑包括六氟異丙醇、三氟乙 醇、三氟乙酸。
[0023] 發明的效果
[0024] 本發明制備出具有良好的組織黏附力和貼服性的支架，能很好地黏附、貼服于組 織解剖結構，符合組織修復支架所需的生物學、力學等方面的要求。修復過程與組織之間的 作用：植入后通過物理作用力與組織解剖結構形成良好的貼服；對周圍組織體液的快速吸 收，在生物誘導粘合作用下與組織形成進一步的連接；隨著膠原纖維的爬行長入，支架材料 與周圍組織形成一體，實現修復。
[0025] 本發明的組織修復支架具有直徑為0. 2-200 μ m的微細纖維，并且具有大比表面 積，有利于細胞的黏附和增殖，而且微細纖維的表面拓撲結構也有利于引導細胞分化。不同 的材料構成的復合纖維具有不同的可控降解速率，降解快的材料降解后形成的空隙更有利 于纖維細胞迅速長入，降解慢的材料在初期可以防止部分材料降解太快而形成缺損，保證 在完全修復前提供足夠的力學支撐。
[0026] 在使用過程中支架與缺損創面周圍可以無需縫合，減輕病人的創傷，更快利于缺 損的修復。
[0027] 本發明的組織修復支架的制備方法工藝簡單，生產時間短，能有效避免加工過程 中產品受到污染，產品質量易于控制，產品標準容易實現，產品可實現低成本、高效率的產 業化生產。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0028] 圖1的A和B分別為本發明用于組織修復支架的由黏附因子和疏水性合成材料構 成的復合纖維的SEM圖和該復合纖維經過可以溶解其中一種材料的溶劑處理后的SEM圖。
[0029] 圖2為本發明實驗例1的組織修復支架與腦組織的貼服效果圖。
[0030] 圖3為本發明實驗對比例1的組織修復支架與腦組織的貼服效果圖。
[0031] 圖4為本發明實驗例1的病理切片圖。
[0032] 圖5為本發明實驗例2的病理切片圖。

【具體實施方式】
[0033] 本發明的組織修復支架，具有至少一個包含由黏附因子和疏水性合成材料構成的 復合纖維的表面，所述組織修復支架可以僅由所述的復合纖維構成的，也可以在復合纖維 的一個面上層疊其他的層。包含該復合纖維的表面使得本發明的組織修復支架具有良好的 組織黏附力和貼服性，能很好地黏附于組織解剖結構。該組織修復支架可以用于采用無需 縫合方式的手術中，但是，同時由于該組織修復支架與一般的親水性材料支架相比具有更 好的力學強度，也可以采用縫合方式。
[0034] 本發明的黏附因子是指在與組織結合時，能使組織修復支架對組織具有良好的貼 服性能，順應解剖結構，隨后可以吸收、促進周圍組織凝血物質形成生物粘合力的材料，特 別是含有氨基、亞氨基、次氮基（次氨基）、酰胺、多肽、酯基、羥基、羧基、醚基中一種或多種 基團的親水性材料。本發明的黏附因子與疏水性材料形成的復合纖維形成的組織修復支架 具有單一疏水性纖維支架沒有的組織黏附性和貼服性，植入組織創面后能順應組織的解剖 結構，形成良好的貼服；進一步可以很快吸收周圍組織體液中的各種凝血蛋白進入支架內 部，并促進凝血酶原（prothrombin)轉化為凝血酶（thrombin)、纖維蛋白原（fibrinogen) 轉化為纖維蛋白（fibrin)，從而加速凝血，與周圍組織形成較強的生物黏合力。
[0035] 另外，本發明的黏附因子還可以很快吸收周圍組織體液中的各種蛋白、營養等物 質進入支架內部，可以加快膠原纖維的長入速度，促進新生組織快速長入。本發明的黏附因 子具有粘合、止血、促進愈合、抑制瘢痕增生等多種功能。
[0036] 本發明的黏附因子具體實例包括但不限于：具有一定親水性的蛋白類及衍生材 料，例如膠原蛋白、纖維蛋白、絲蛋白、彈力蛋白擬態的肽聚合物、明膠；具有一定親水性的 纖維素類及衍生材料，例如纖維素、改性纖維素、淀粉、纖維素；親水性醇類、醚類及衍生材 料，例如聚乙烯醇和聚乙二醇PEG、聚醚F127、聚醚P123等嵌段聚醚類；殼聚糖類及衍生材 料，例如殼聚糖、改性殼聚糖；糖類及對應衍生物材料，例如肝素，葡聚糖、褐藻酸，瓊脂，硫 酸軟骨素；含氮類親水性物質，例如親水性聚氨酯、聚乙烯吡咯烷酮等高分子材料。其中，優 選使用殼聚糖、改性殼聚糖、纖維蛋白、絲蛋白、彈力蛋白擬態的肽聚合物、聚乙烯醇、聚乙 烯吡咯烷酮、膠原蛋白及其衍生物、明膠。
[0037] 本發明的疏水性材料主要包括疏水性聚氨酯、聚對苯二甲酸乙二酯、聚己內酯 (PCL)、聚羥基乙酸（PGA)、聚乳酸-羥基乙酸共聚物（PLGA)、1，3-丙二醇聚合物（PD0)、聚 乳酸-己內酯共聚物（PLC)、聚乳酸（PLA)等。其中，優選使用PLA、PCL、PGA、PLGA、PLC。
[0038] 本發明的黏附因子與疏水性合成材料可以以任何形式結合構成復合纖維。黏附因 子可存在疏水性合成材料的內部和/或表面，所述復合纖維可為核心結構，交叉排列結構， 嵌段結構中的一種或多種結合形式的結構。這些結構可以通過例如控制黏附因子和疏水性 合成材料的比例，制備條件等來進行調整。
[0039] 本發明的復合纖維的結構可以采用SEM圖表征，如圖1所示，通過對比復合纖維的 SEM圖和該復合纖維經過可以溶解其中一種材料的溶劑處理后的SEM圖，可以明顯看出材 料具有復合結構。圖1-A所示的是本發明的復合纖維的SEM圖，當使用一種能夠溶解所述 復合纖維中的一種材料、而不溶解另一種材料的溶劑進行處理后，得到如圖1-B所示的復 合纖維絲的一部分被溶解掉、而另一部分沒有被溶解的纖維絲殘部。
[0040] 本發明提供的組織修復支架中黏附因子和疏水性纖維本身具有不同的降解速率。 通過調節黏附因子和疏水性合成材料的比例可以控制組織體液進入支架的速率，進而達到 有效控制支架表面及內部的降解速率，防止材料降解太快新生組織還未完全覆蓋形成的缺 損而導致組織修復失敗，同時平衡材料的降解和新生組織的長入速率，降解較快的材料降 解后可以為新生組織騰出空間，利于更多的新生組織替代爬行，同時降解較慢的材料可以 在組織修復初期具有一定的力學支撐。本發明組織修復支架表面中的復合纖維中，黏附因 子的含量為5質量％-95質量％，優選為10%-50%，更優選15%-30%。
[0041] 本發明組織修復支架包含所述復合纖維的表面，具有很低的接觸角（Θ <90°或 Θ =0,液體為水）。本發明提供的組織修復支架的吸水率大于100%，其中，吸水率通過如下 方式計算：
[0042] 吸水率=[(支架吸水后用紙巾吸干材料表面的水分后的質量-膜片吸水前質量）/ 膜片質量]X 100%
[0043] 此外，本發明提供的復合纖維的親水親油平衡值HLB為1-13,優選為1-6。HLB值 是表面活性劑分子中親水基和親油基之間的大小和力量平衡程度的量，定義為表面活性劑 的親水親油平衡值。表面活性劑的親油或親水程度可以用HLB值的大小判別，HLB值越大 代表親水性越強，HLB值越小代表親油性越強，一般而言HLB值從1?40之間。HLB在實際 應用中有重要參考價值。親油性表面活性劑HLB較低，親水性表面活性劑HLB較高。親水 親油轉折點HLB為10。HLB小于10為親油性，大于10為親水性。
[0044] 本發明所述組織黏附力包括物理作用力和/或黏附因子產生的生物黏合作用力。 本發明所述組織黏附力包括的物理作用力為材料吸附組織表面的凹陷和空隙達到良好的 貼服，增加實際接觸面積（大于60%)，與組織形成良好的貼服性而產生的與組織間的摩擦 力。本發明所述組織黏附力包括的物理作用力范圍為0.5-10N，優選0.8-3N，更優選大于 1N。其測試方法為：將膜材狀支架材料裁剪成10mm*60mm長條狀，用水浸潤后再用紙巾吸干 表面水分，選取l〇mm*60mm長條狀兔皮，將兩個長條狀對稱、兩端交錯疊加成10mm*70mm的 長條狀，然后將疊加后長條狀片材用拉力測試機測試長條狀片材的最大拉力。
[0045] 生物黏合作用力是由于本發明的黏附因子可以很快吸收周圍組織體液中的各種 凝血蛋白進入支架內部促進凝血酶原（prothrombin)轉化為凝血酶（thrombin)、纖維蛋白 原（fibrinogen)轉化為纖維蛋白（fibrin),從而加速凝血，從而與周圍組織形成較強的生 物黏合作用力。生物黏合作用力可以通過黏合實驗表征：白兔用戊巴比妥鈉麻醉后，脫毛， 取皮制備5cm*7cm大小創面，創面呈均勻點狀滲血，將4cm*6cm大小材料貼服于滲血創面， 采用40mmHg壓力加壓5min，聯接張力換能器（JN-IB-100型）和二道生理記錄儀（LMS-2B)， 然后將材料勻速垂直向上牽引，按最大牽引力波峰值計算生物黏合作用力，生物黏合作用 力大于lg/cm 2。
[0046] 本發明提供的組織修復支架所含疏水性合成材料可以起到一定的阻止蛋白吸附 作用而起到防止與組織粘連的作用。所述黏附因子吸水后溶脹可以使支架更柔軟，增加組 織貼服性，與組織解剖結構實現順應貼服并與組織形成良好的貼服力。
[0047] 組織修復支架的制備方法，其特征在于，將所述黏附因子和所述疏水性合成材料 溶于同種溶劑中，然后通過靜電紡絲技術、離心力紡絲技術、熱熔噴絲技術、熔融電紡技術 中的一種或多種結合進行制備，得到含有所述復合纖維的表面。其中優選使用靜電紡絲技 術、離心力紡絲技術、熱熔噴絲技術、熔融電紡技術，更優選使用離心力紡絲技術和靜電紡 絲技術。
[0048] 本發明的組織修復支架中使用的復合纖維，可以通過離心力紡絲技術制備。可以 將疏水性合成材料和黏附因子同時溶解于同一種溶劑中形成均勻溶液，溶液通過推進泵進 入離心紡絲機中，調整推進泵的推進速度、離心盤線速度和紡絲溫度，使得溶液迅速紡成纖 維，結束后將膜從接收輥上取下，真空干燥去除溶劑。
[0049] 本發明的組織修復支架中使用的復合纖維，還可以通過靜電紡絲技術制備。將疏 水性材料和黏附因子同時溶解于同一種溶劑中形成均勻溶液，溶液通過推進泵進入靜電紡 絲機中，調整推進泵的推進速度、轉輥速度、紡絲電壓、接收距離等參數，使得溶液迅速紡成 纖維，結束后將膜從接收輥上取下，真空干燥去除溶劑。
[0050] 制備本發明所述的復合纖維中使用的溶劑至少含有一種氟類溶劑，所述氟類溶劑 包括六氟異丙醇、三氟乙醇、三氟乙酸等。
[0051] 上述方法得到的復合纖維膜可以直接作為組織修復支架使用，也可以作為組織修 復支架的至少一個表面，而在復合纖維膜上通過電紡、粘附等方式形成其他的層。優選所述 組織修復支架是由直徑為l〇nm?100 μ m的纖維絲交織而成的具有多孔狀的結構。
[0052] 本發明所述組織修復支架可以應用到腦膜修補、脊膜修補、組織工程支架材料、人 工皮膚、創傷輔料、生物膜、傷口包覆材料、止血材料、術后防粘連材料以及美容材料。
[0053] 實施例
[0054] 實施例1
[0055] 將PCL與明膠按照質量比10:1溶于三氟乙醇中形成溶液，然后溶液通過推進泵進 入離心紡絲機中，推進泵推進速度為150g/分鐘，離心盤線速度為6000m/min，溶液迅速紡 成纖維，紡絲溫度為50°C，結束后將膜從接收輥上取下，真空干燥去除溶劑得到支架的復合 纖維材料。
[0056] 該復合纖維的SEM圖見圖1-A，本復合纖維經過可以溶解明膠但不溶解PCL的 50°C的水中處理后，其SEM圖見圖1-B，可以明顯看出該復合纖維具有PCL與明膠的復合結 構。
[0057] 實施例2
[0058] 將PLLA與殼聚糖按照質量比10:9溶于三氟乙酸中形成溶液，然后溶液通過推進 泵進入離心紡絲機中，推進泵推進速度為l〇〇g/分鐘，離心盤線速度為3000m/min，溶液迅 速紡成纖維，紡絲溫度為80°C，結束后將膜從接收輥上取下，真空干燥去除溶劑，得到支架 的復合纖維材料。
[0059] 實施例3
[0060] 將PCL與醋酸纖維素按照質量比2:1溶于六氟異丙醇中形成溶液，然后將上述溶 液裝入靜電紡絲注射器中，調節微量注射泵的速率為3毫升/小時，調節高壓發生器的電壓 為20kV，調節接收裝置的接收距離為19厘米。接收裝置使用轉動輥，電紡針頭的移動速度 10厘米/秒，接收輥轉速為100圈/分，兩根針同時進行電紡8小時，制備出具有單層結構 的膜片。結束后將膜從接收輥上取下，真空干燥去除溶劑，得到支架的復合纖維材料。
[0061] 實施例4
[0062] 將PLLA與膠原蛋白按照質量比4:1溶于六氟異丙醇中形成溶液，然后將上述溶液 裝入靜電紡絲注射器中，調節微量注射泵的速率為4毫升/小時，調節高壓發生器的電壓為 23kV，調節接收裝置的接收距離為19厘米。接收裝置使用轉動輥，電紡針頭的移動速度15 厘米/秒，接收輥轉速為120圈/分，兩根針同時進行電紡8小時，制備出具有單層結構的 膜片。結束后將膜從接收輥上取下，真空干燥去除溶劑，得到支架的復合纖維材料。
[0063] 實施例5
[0064] 將PLGA與硫酸軟骨素按照質量比4:1溶于三氟乙酸中形成溶液，然后將上述溶液 裝入靜電紡絲注射器中，調節微量注射泵的速率為5毫升/小時，調節高壓發生器的電壓為 24kV，調節接收裝置的接收距離為19厘米。接收裝置使用轉動輥，電紡針頭的移動速度10 厘米/秒，接收輥轉速為150圈/分，兩根針同時進行電紡8小時，制備出具有單層結構的 膜片。結束后將膜從接收輥上取下，真空干燥去除溶劑，得到支架的復合纖維材料。
[0065] 實施例6
[0066] 將PLLA與明膠按照質量比3. 5:1溶于六氟異丙醇中形成溶液，然后將上述溶液裝 入靜電紡絲注射器中，調節微量注射泵的速率為7毫升/小時，調節高壓發生器的電壓差為 28kV，調節接收裝置的接收距離為21厘米。接收裝置使用轉動輥，電紡針頭的移動速度10 厘米/秒，接收輥轉速為80圈/分，兩根針同時進行電紡8小時，制備出具有單層結構的膜 片。結束后將膜從接收輥上取下，真空干燥去除溶劑，得到支架的復合纖維材料。
[0067] 實施例7
[0068] 將PLLA與聚醚F127按照質量比3:1溶于六氟異丙醇中形成溶液，然后將上述溶 液裝入靜電紡絲注射器中，調節微量注射泵的速率為9毫升/小時，調節高壓發生器的電壓 差為30kV，調節接收裝置的接收距離為23厘米。接收裝置使用轉動輥，電紡針頭的移動速 度10厘米/秒，接收輥轉速為200圈/分，兩根針同時進行電紡8小時，制備出具有單層結 構的膜片。結束后將膜從接收輥上取下，真空干燥去除溶劑，得到支架的復合纖維材料。
[0069] 實施例8
[0070] 將PLC與聚醚P123按照質量比1:1溶于六氟異丙醇中形成溶液，然后將上述溶液 裝入靜電紡絲注射器中，調節微量注射泵的速率為10毫升/小時，調節高壓發生器的電壓 差為33kV，調節接收裝置的接收距離為25厘米。接收裝置使用轉動輥，電紡針頭的移動速 度10厘米/秒，接收輥轉速為100圈/分，兩根針同時進行電紡8小時，制備出具有單層結 構的膜片。結束后將膜從接收輥上取下，真空干燥去除溶劑，得到支架的復合纖維材料。
[0071] 實施例9
[0072] 將PLC與PEG按照質量比1:2溶于六氟異丙醇中形成溶液，然后將上述溶液裝入 靜電紡絲注射器中，調節微量注射泵的速率為6毫升/小時，調節高壓發生器的電壓差為 27kV，調節接收裝置的接收距離為17厘米。接收裝置使用轉動輥，電紡針頭的移動速度10 厘米/秒，接收輥轉速為160圈/分，兩根針同時進行電紡8小時，制備出具有單層結構的 膜片。結束后將膜從接收輥上取下，真空干燥去除溶劑，得到支架的復合纖維材料。
[0073] 實施例10
[0074] 將PLC與親水性聚氨酯按照質量比1:3溶于六氟異丙醇中形成溶液，然后將上述 溶液裝入靜電紡絲注射器中，調節微量注射泵的速率為6毫升/小時，調節高壓發生器的電 壓差為26kV，調節接收裝置的接收距離為15厘米。接收裝置使用轉動輥，電紡針頭的移動 速度10厘米/秒，接收輥轉速為300圈/分，兩根針同時進行電紡8小時，制備出具有單層 結構的膜片。結束后將膜從接收輥上取下，真空干燥去除溶劑，得到支架的復合纖維材料。
[0075] 對比例1
[0076] 采用實施例1相同的工藝方法，除了材料為單純的PCL纖維材料，制備的材料編號 A，簡稱A材料；采用實施例3相同的工藝方法，除了材料為單純的PLLA纖維材料，制備的材 料編號為B，簡稱B材料；采用實施例4相同的工藝方法，除了材料為單純的PLLA纖維材料， 制備的材料編號為C。
[0077] 將實施例1-10所得的復合纖維材料和A、B、C材料纖維材料膜片進行生物黏合力 和物理作用力測試，測試方法和結果如下。
[0078] 物理作用力測試方法：將實施例1-10所得的復合纖維材料和A、B、C材料纖維材 料膜片分別裁剪成l〇mm*60mm長條狀，用水浸潤后再用紙巾吸干表面水分；選取10mm*60_ 長條狀兔皮，將裁減好的膜片與兔皮對稱、兩端交錯疊加成l〇mm*70mm的長條狀，然后將疊 加后長條狀片材用拉力測試機（HY3080)測試長條狀片材的最大拉力。
[0079] 生物黏合作用力測試方法：將白兔用戊巴比妥鈉麻醉后，脫毛，取皮制備5cm*7cm 大小創面，創面呈均勻點狀滲血，將實施例1-10所得的復合纖維材料和A、B、C材料纖維材 料膜片分別裁剪成4cm*6cm大小材料貼服于滲血創面，采用40mmHg壓力加壓5min，然后將 材料勻速垂直向上牽引，聯接張力換能器（JN-IB-100型）和二道生理記錄儀（LMS-2B)，按 最大牽引力波峰值計算生物黏合作用力。
[0080]表 1
[0081]

【權利要求】
1. 一種組織修復支架，其特征在于，所述組織修復支架的至少一個表面包含由黏附因 子和疏水性合成材料構成的復合纖維。
2. 根據權利要求1所述的組織修復支架，其中，構成所述復合纖維的所述黏附因子可 存在于所述疏水性合成材料的內部和/或表面。
3. 根據權利要求1或2所述的組織修復支架，其中，所述黏附因子選自具有親水性的蛋 白類及其衍生材料、具有親水性的纖維素類及其衍生材料、具有親水性的醇類及其衍生材 料、殼聚糖類及其衍生材料、糖類及其衍生材料、含氮類親水性物質中的一種或多種。
4. 根據權利要求1-3任一項所述的組織修復支架，其中，所述疏水性合成材料包括 疏水性聚氨酯、聚對苯二甲酸乙二酯、聚己內酯、聚羥基乙酸、聚乳酸-羥基乙酸共聚物、 1，3-丙二醇聚合物、聚乳酸-已內酯共聚物、聚乳酸。
5. 根據權利要求1-4任一項所述的組織修復支架，其中，所述復合纖維中，黏附因子的 含量為5質量％-95質量％。
6. 根據權利要求1-5任一項所述的組織修復支架，其中，所述復合纖維的親水親油平 衡值HLB為1-13。
7. 根據權利要求1-6任一項所述的組織修復支架，其中，所述組織修復支架的表面與 水的接觸角Θ <90°。
8. 根據權利要求1-7任一項所述的組織修復支架，其中，所述組織修復支架的吸水率 大于100%。
9. 根據權利要求1-8任一項所述的組織修復支架，其中，所述組織修復支架由直徑為 10nm?100 μ m的纖維絲交織而成，具有多孔狀的結構。
10. 權利要求1-9任一項所述的組織修復支架的用途，所述組織修復支架用于腦膜修 補、脊膜修補、組織工程支架材料、人工皮膚、創傷輔料、生物膜、傷口包覆材料、止血材料、 術后防粘連材料或美容材料。
11. 權利要求1-9任一項所述的組織修復支架的制備方法，其特征在于，將所述黏附因 子和所述疏水性合成材料溶于同種溶劑中，然后通過靜電紡絲技術、離心力紡絲技術、熱熔 噴絲技術、熔融電紡技術中的一種或多種結合進行制備，得到含有所述復合纖維的表面。
12. 根據權利要求11所述的制備方法，其中，所述溶劑至少含有一種氟類溶劑。
13. 根據權利要求12所述的制備方法，其中，所述氟類溶劑包括六氟異丙醇、三氟乙 醇、三氟乙酸。
【文檔編號】A61L27/20GK104248777SQ201310269863
【公開日】2014年12月31日 申請日期:2013年6月28日 優先權日:2013年6月28日
【發明者】鄧坤學, 徐弢, 袁玉宇 申請人:廣州邁普再生醫學科技有限公司