组织修复支架、其制备方法和用途
【专利摘要】本发明提供一种组织修复支架、其制备方法和用途，所述组织修复支架的至少一个表面包含由黏附因子和疏水性合成材料构成的复合纤维。包含该复合纤维的表面使得本发明的组织修复支架具有良好的组织黏附力和贴服性，能很好地黏附于组织解剖结构。该组织修复支架既可以采用缝合方式又可以采用无需缝合方式。
【专利说明】组织修复支架、其制备方法和用途
【技术领域】
[0001] 本发明涉及一种生物医学器件及其制备，特别涉及一种组织修复支架、其制备方 法和用途。
【背景技术】
[0002] 组织修复支架在临床工作中非常常见，例如肌腱修补片、疝气修补片、硬脑(脊）膜 修补片、盆底修补片、吊带修补片。
[0003] 但由于现有合成材料本身具有一定的缺陷性，材料本身组成元素、表面电荷性质、 材料基本组成单元、组成结构、表面亲水疏水性质与人体组织组成单元均具有很大的差异 性。尤其是疏水性合成材料，基本没有贴服组织解剖结构的特性。因此现有组织修复支架 与组织之间的结合力薄弱，基本依靠缝合，很难与组织解剖结构形成良好的组织贴服性和 黏附。差的组织贴服性在应用时会产生与组织的摩擦，给病人很大程度的不舒适感；并且在 应用过程中需要经过非常严密的手术缝合方能保证材料与周围组织形成连接，大大增加手 术时间，会增加一些新的创伤，不利于病人尽快从手术创伤中的快速修复；而且缝合操作需 要材料具有较高的缝合强度，并且不能因此而产生缝合孔，会导致组织液渗漏或组织粘连。
[0004] 目前具有一定组织贴服性和生物黏合力的产品，均为动物源性材料或单纯亲水性 材料等。动物源性材料存在免疫风险，单纯亲水性材料本身力学强度与自体组织的力学强 度相差很大，很难采用缝合方式加强材料与组织的连接，在实际应用中存在较大的风险。公 开号为CN1961974A的专利申请中，公开了将明胶与其它高分子材料一起溶于水或乙醇/水 溶液中，再采用电纺工艺制备聚合物纳米纤维材料，但是仅具体公开了将明胶-透明质酸、 明胶-PVA、明胶-ΡΕ0的水/乙醇溶液进行电纺的实例，并没有公开明胶如何与疏水性高 分子材料形成混合溶液并进行电纺。由于疏水性高分子材料基本不能溶于乙醇/水溶液， 因此该方法实际上仅适用于将不同的亲水性强的高分子材料混合溶解于乙醇/水溶液来 进行电纺，因此，该方法无法形成疏水材料与亲水性材料构成的纤维结构，本身力学强度较 差，与自体组织的力学强度存在一定的差异性。此外，具有一定亲水性组织修复支架产品吸 水后存在很大的收缩性，组织修复支架主要用于缺损部位的修复，实际应用存在一定的风 险。而且，此类组织修复支架产品具有较快的降解速度，产品降解太快在组织缺损修复应用 中存在一定的风险。
[0005] 现有组织修复支架产品通过多层结构可以实现整个产品不同面具有不同的疏水 或亲水性能，进而实现防止粘连和促进组织生长的功能性作用。但是工艺复杂，且不同界面 层连接不够紧密，与组织相接触的疏水或亲水性表面仍然存在上述的与组织之间的结合力 薄弱或吸水后收缩性大等问题。
【发明内容】
[0006] 发明要解决的问是页
[0007] 现有的合成组织修复材料，尤其是疏水性合成材料，与人体组织单元结构的很大 不同，组织修复支架与组织之间不具有生物黏合力和贴服性，基本无法直接贴服使用，与组 织的作用力不够牢固，难以采用无需缝合手术的方式使用。单纯的一些具有一定的生物黏 合力的产品，其力学强度很低，组织黏附力难以采用缝合手术方式加强，可选择性差。
[0008] 现有的具有一定亲水性组织修复支架产品吸水后存在很大的收缩性或缝合强度 较差等缺陷，用于缺损部位的修复，实际应用存在一定的风险。现有的具有一定黏附力的组 织修复支架产品具有较快的降解速度，不能满足缺损修复过程的力学、封堵要求。
[0009] 现有的组织修复支架大多主要为传统的流延成膜技术、编织技术、动物源性组织 处理后得到的产品，结构不易可控，与细胞外基质材料结构有很大差异性。
[0010] 用于解决问题的方案
[0011] 本发明人发现采用本发明的具有特定结构的组织修复支架可以解决上述问题，所 述组织修复支架的至少一个表面包含由黏附因子和疏水性合成材料构成的复合纤维。
[0012] 本发明的组织修复支架，其中，构成所述复合纤维的所述黏附因子可存在于所述 疏水性合成材料的内部和/或表面。
[0013] 本发明的组织修复支架，其中，所述黏附因子选自具有亲水性的蛋白类及其衍生 材料、具有亲水性的纤维素类及其衍生材料、具有亲水性的醇类及其衍生材料、壳聚糖类及 其衍生材料、糖类及其衍生材料、含氮类亲水性物质中的一种或多种。
[0014] 本发明的组织修复支架，其中，所述疏水性合成材料包括疏水性聚氨酯、聚对苯二 甲酸乙二酯、聚己内酯、聚羟基乙酸、聚乳酸-羟基乙酸共聚物、1，3_丙二醇聚合物、聚乳 酸-已内酯共聚物、聚乳酸。
[0015] 本发明的组织修复支架，其中，所述复合纤维中，黏附因子的含量为5质量％-95质 量％，优选为10质量％-50质量％，更优选15质量％-30质量％ ;所述复合纤维的亲水亲油平 衡值HLB为1-13,优选1-6。
[0016] 本发明的组织修复支架，其中，所述组织修复支架的表面与水的接触角 Θ 彡 90°。
[0017] 本发明的组织修复支架，其中，所述组织修复支架的吸水率大于100%。
[0018] 本发明的组织修复支架，其中，所述组织修复支架由直径为10nm?ΙΟΟμπι的纤维 丝交织而成，具有多孔状的结构。
[0019] 本发明的组织修复支架的用途，所述组织修复支架用于脑膜修补、脊膜修补、组织 工程支架材料、人工皮肤、创伤辅料、生物膜、伤口包覆材料、止血材料、术后防粘连材料或 美容材料。
[0020] 本发明的组织修复支架的制备方法，其特征在于，将所述黏附因子和所述疏水性 合成材料溶于同种溶剂中，然后通过静电纺丝技术、离心力纺丝技术、热熔喷丝技术、熔融 电纺技术中的一种或多种结合进行制备，得到含有所述复合纤维的表面。
[0021] 本发明的组织修复支架的制备方法，其中，所述溶剂至少含有一种氟类溶剂。
[0022] 本发明的组织修复支架的制备方法，其中，所述氟类溶剂包括六氟异丙醇、三氟乙 醇、三氟乙酸。
[0023] 发明的效果
[0024] 本发明制备出具有良好的组织黏附力和贴服性的支架，能很好地黏附、贴服于组 织解剖结构，符合组织修复支架所需的生物学、力学等方面的要求。修复过程与组织之间的 作用：植入后通过物理作用力与组织解剖结构形成良好的贴服；对周围组织体液的快速吸 收，在生物诱导粘合作用下与组织形成进一步的连接；随着胶原纤维的爬行长入，支架材料 与周围组织形成一体，实现修复。
[0025] 本发明的组织修复支架具有直径为0. 2-200 μ m的微细纤维，并且具有大比表面 积，有利于细胞的黏附和增殖，而且微细纤维的表面拓扑结构也有利于引导细胞分化。不同 的材料构成的复合纤维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 于纤维细胞迅速长入，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损，保证 在完全修复前提供足够的力学支撑。
[0026] 在使用过程中支架与缺损创面周围可以无需缝合，减轻病人的创伤，更快利于缺 损的修复。
[0027] 本发明的组织修复支架的制备方法工艺简单，生产时间短，能有效避免加工过程 中产品受到污染，产品质量易于控制，产品标准容易实现，产品可实现低成本、高效率的产 业化生产。
【专利附图】
【附图说明】
[0028] 图1的A和B分别为本发明用于组织修复支架的由黏附因子和疏水性合成材料构 成的复合纤维的SEM图和该复合纤维经过可以溶解其中一种材料的溶剂处理后的SEM图。
[0029] 图2为本发明实验例1的组织修复支架与脑组织的贴服效果图。
[0030] 图3为本发明实验对比例1的组织修复支架与脑组织的贴服效果图。
[0031] 图4为本发明实验例1的病理切片图。
[0032] 图5为本发明实验例2的病理切片图。
【具体实施方式】
[0033] 本发明的组织修复支架，具有至少一个包含由黏附因子和疏水性合成材料构成的 复合纤维的表面，所述组织修复支架可以仅由所述的复合纤维构成的，也可以在复合纤维 的一个面上层叠其他的层。包含该复合纤维的表面使得本发明的组织修复支架具有良好的 组织黏附力和贴服性，能很好地黏附于组织解剖结构。该组织修复支架可以用于采用无需 缝合方式的手术中，但是，同时由于该组织修复支架与一般的亲水性材料支架相比具有更 好的力学强度，也可以采用缝合方式。
[0034] 本发明的黏附因子是指在与组织结合时，能使组织修复支架对组织具有良好的贴 服性能，顺应解剖结构，随后可以吸收、促进周围组织凝血物质形成生物粘合力的材料，特 别是含有氨基、亚氨基、次氮基（次氨基）、酰胺、多肽、酯基、羟基、羧基、醚基中一种或多种 基团的亲水性材料。本发明的黏附因子与疏水性材料形成的复合纤维形成的组织修复支架 具有单一疏水性纤维支架没有的组织黏附性和贴服性，植入组织创面后能顺应组织的解剖 结构，形成良好的贴服；进一步可以很快吸收周围组织体液中的各种凝血蛋白进入支架内 部，并促进凝血酶原（prothrombin)转化为凝血酶（thrombin)、纤维蛋白原（fibrinogen) 转化为纤维蛋白（fibrin)，从而加速凝血，与周围组织形成较强的生物黏合力。
[0035] 另外，本发明的黏附因子还可以很快吸收周围组织体液中的各种蛋白、营养等物 质进入支架内部，可以加快胶原纤维的长入速度，促进新生组织快速长入。本发明的黏附因 子具有粘合、止血、促进愈合、抑制瘢痕增生等多种功能。
[0036] 本发明的黏附因子具体实例包括但不限于：具有一定亲水性的蛋白类及衍生材 料，例如胶原蛋白、纤维蛋白、丝蛋白、弹力蛋白拟态的肽聚合物、明胶；具有一定亲水性的 纤维素类及衍生材料，例如纤维素、改性纤维素、淀粉、纤维素；亲水性醇类、醚类及衍生材 料，例如聚乙烯醇和聚乙二醇PEG、聚醚F127、聚醚P123等嵌段聚醚类；壳聚糖类及衍生材 料，例如壳聚糖、改性壳聚糖；糖类及对应衍生物材料，例如肝素，葡聚糖、褐藻酸，琼脂，硫 酸软骨素；含氮类亲水性物质，例如亲水性聚氨酯、聚乙烯吡咯烷酮等高分子材料。其中，优 选使用壳聚糖、改性壳聚糖、纤维蛋白、丝蛋白、弹力蛋白拟态的肽聚合物、聚乙烯醇、聚乙 烯吡咯烷酮、胶原蛋白及其衍生物、明胶。
[0037] 本发明的疏水性材料主要包括疏水性聚氨酯、聚对苯二甲酸乙二酯、聚己内酯 (PCL)、聚羟基乙酸（PGA)、聚乳酸-羟基乙酸共聚物（PLGA)、1，3-丙二醇聚合物（PD0)、聚 乳酸-己内酯共聚物（PLC)、聚乳酸（PLA)等。其中，优选使用PLA、PCL、PGA、PLGA、PLC。
[0038] 本发明的黏附因子与疏水性合成材料可以以任何形式结合构成复合纤维。黏附因 子可存在疏水性合成材料的内部和/或表面，所述复合纤维可为核心结构，交叉排列结构， 嵌段结构中的一种或多种结合形式的结构。这些结构可以通过例如控制黏附因子和疏水性 合成材料的比例，制备条件等来进行调整。
[0039] 本发明的复合纤维的结构可以采用SEM图表征，如图1所示，通过对比复合纤维的 SEM图和该复合纤维经过可以溶解其中一种材料的溶剂处理后的SEM图，可以明显看出材 料具有复合结构。图1-A所示的是本发明的复合纤维的SEM图，当使用一种能够溶解所述 复合纤维中的一种材料、而不溶解另一种材料的溶剂进行处理后，得到如图1-B所示的复 合纤维丝的一部分被溶解掉、而另一部分没有被溶解的纤维丝残部。
[0040] 本发明提供的组织修复支架中黏附因子和疏水性纤维本身具有不同的降解速率。 通过调节黏附因子和疏水性合成材料的比例可以控制组织体液进入支架的速率，进而达到 有效控制支架表面及内部的降解速率，防止材料降解太快新生组织还未完全覆盖形成的缺 损而导致组织修复失败，同时平衡材料的降解和新生组织的长入速率，降解较快的材料降 解后可以为新生组织腾出空间，利于更多的新生组织替代爬行，同时降解较慢的材料可以 在组织修复初期具有一定的力学支撑。本发明组织修复支架表面中的复合纤维中，黏附因 子的含量为5质量％-95质量％，优选为10%-50%，更优选15%-30%。
[0041] 本发明组织修复支架包含所述复合纤维的表面，具有很低的接触角（Θ <90°或 Θ =0,液体为水）。本发明提供的组织修复支架的吸水率大于100%，其中，吸水率通过如下 方式计算：
[0042] 吸水率=[(支架吸水后用纸巾吸干材料表面的水分后的质量-膜片吸水前质量）/ 膜片质量]X 100%
[0043] 此外，本发明提供的复合纤维的亲水亲油平衡值HLB为1-13,优选为1-6。HLB值 是表面活性剂分子中亲水基和亲油基之间的大小和力量平衡程度的量，定义为表面活性剂 的亲水亲油平衡值。表面活性剂的亲油或亲水程度可以用HLB值的大小判别，HLB值越大 代表亲水性越强，HLB值越小代表亲油性越强，一般而言HLB值从1?40之间。HLB在实际 应用中有重要参考价值。亲油性表面活性剂HLB较低，亲水性表面活性剂HLB较高。亲水 亲油转折点HLB为10。HLB小于10为亲油性，大于10为亲水性。
[0044] 本发明所述组织黏附力包括物理作用力和/或黏附因子产生的生物黏合作用力。 本发明所述组织黏附力包括的物理作用力为材料吸附组织表面的凹陷和空隙达到良好的 贴服，增加实际接触面积（大于60%)，与组织形成良好的贴服性而产生的与组织间的摩擦 力。本发明所述组织黏附力包括的物理作用力范围为0.5-10N，优选0.8-3N，更优选大于 1N。其测试方法为：将膜材状支架材料裁剪成10mm*60mm长条状，用水浸润后再用纸巾吸干 表面水分，选取l〇mm*60mm长条状兔皮，将两个长条状对称、两端交错叠加成10mm*70mm的 长条状，然后将叠加后长条状片材用拉力测试机测试长条状片材的最大拉力。
[0045] 生物黏合作用力是由于本发明的黏附因子可以很快吸收周围组织体液中的各种 凝血蛋白进入支架内部促进凝血酶原（prothrombin)转化为凝血酶（thrombin)、纤维蛋白 原（fibrinogen)转化为纤维蛋白（fibrin),从而加速凝血，从而与周围组织形成较强的生 物黏合作用力。生物黏合作用力可以通过黏合实验表征：白兔用戊巴比妥钠麻醉后，脱毛， 取皮制备5cm*7cm大小创面，创面呈均勻点状渗血，将4cm*6cm大小材料贴服于渗血创面， 采用40mmHg压力加压5min，联接张力换能器（JN-IB-100型）和二道生理记录仪（LMS-2B)， 然后将材料匀速垂直向上牵引，按最大牵引力波峰值计算生物黏合作用力，生物黏合作用 力大于lg/cm 2。
[0046] 本发明提供的组织修复支架所含疏水性合成材料可以起到一定的阻止蛋白吸附 作用而起到防止与组织粘连的作用。所述黏附因子吸水后溶胀可以使支架更柔软，增加组 织贴服性，与组织解剖结构实现顺应贴服并与组织形成良好的贴服力。
[0047] 组织修复支架的制备方法，其特征在于，将所述黏附因子和所述疏水性合成材料 溶于同种溶剂中，然后通过静电纺丝技术、离心力纺丝技术、热熔喷丝技术、熔融电纺技术 中的一种或多种结合进行制备，得到含有所述复合纤维的表面。其中优选使用静电纺丝技 术、离心力纺丝技术、热熔喷丝技术、熔融电纺技术，更优选使用离心力纺丝技术和静电纺 丝技术。
[0048] 本发明的组织修复支架中使用的复合纤维，可以通过离心力纺丝技术制备。可以 将疏水性合成材料和黏附因子同时溶解于同一种溶剂中形成均匀溶液，溶液通过推进泵进 入离心纺丝机中，调整推进泵的推进速度、离心盘线速度和纺丝温度，使得溶液迅速纺成纤 维，结束后将膜从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂。
[0049] 本发明的组织修复支架中使用的复合纤维，还可以通过静电纺丝技术制备。将疏 水性材料和黏附因子同时溶解于同一种溶剂中形成均匀溶液，溶液通过推进泵进入静电纺 丝机中，调整推进泵的推进速度、转辊速度、纺丝电压、接收距离等参数，使得溶液迅速纺成 纤维，结束后将膜从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂。
[0050] 制备本发明所述的复合纤维中使用的溶剂至少含有一种氟类溶剂，所述氟类溶剂 包括六氟异丙醇、三氟乙醇、三氟乙酸等。
[0051] 上述方法得到的复合纤维膜可以直接作为组织修复支架使用，也可以作为组织修 复支架的至少一个表面，而在复合纤维膜上通过电纺、粘附等方式形成其他的层。优选所述 组织修复支架是由直径为l〇nm?100 μ m的纤维丝交织而成的具有多孔状的结构。
[0052] 本发明所述组织修复支架可以应用到脑膜修补、脊膜修补、组织工程支架材料、人 工皮肤、创伤辅料、生物膜、伤口包覆材料、止血材料、术后防粘连材料以及美容材料。
[0053] 实施例
[0054] 实施例1
[0055] 将PCL与明胶按照质量比10:1溶于三氟乙醇中形成溶液，然后溶液通过推进泵进 入离心纺丝机中，推进泵推进速度为150g/分钟，离心盘线速度为6000m/min，溶液迅速纺 成纤维，纺丝温度为50°C，结束后将膜从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂得到支架的复合 纤维材料。
[0056] 该复合纤维的SEM图见图1-A，本复合纤维经过可以溶解明胶但不溶解PCL的 50°C的水中处理后，其SEM图见图1-B，可以明显看出该复合纤维具有PCL与明胶的复合结 构。
[0057] 实施例2
[0058] 将PLLA与壳聚糖按照质量比10:9溶于三氟乙酸中形成溶液，然后溶液通过推进 泵进入离心纺丝机中，推进泵推进速度为l〇〇g/分钟，离心盘线速度为3000m/min，溶液迅 速纺成纤维，纺丝温度为80°C，结束后将膜从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到支架 的复合纤维材料。
[0059] 实施例3
[0060] 将PCL与醋酸纤维素按照质量比2:1溶于六氟异丙醇中形成溶液，然后将上述溶 液装入静电纺丝注射器中，调节微量注射泵的速率为3毫升/小时，调节高压发生器的电压 为20kV，调节接收装置的接收距离为19厘米。接收装置使用转动辊，电纺针头的移动速度 10厘米/秒，接收辊转速为100圈/分，两根针同时进行电纺8小时，制备出具有单层结构 的膜片。结束后将膜从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到支架的复合纤维材料。
[0061] 实施例4
[0062] 将PLLA与胶原蛋白按照质量比4:1溶于六氟异丙醇中形成溶液，然后将上述溶液 装入静电纺丝注射器中，调节微量注射泵的速率为4毫升/小时，调节高压发生器的电压为 23kV，调节接收装置的接收距离为19厘米。接收装置使用转动辊，电纺针头的移动速度15 厘米/秒，接收辊转速为120圈/分，两根针同时进行电纺8小时，制备出具有单层结构的 膜片。结束后将膜从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到支架的复合纤维材料。
[0063] 实施例5
[0064] 将PLGA与硫酸软骨素按照质量比4:1溶于三氟乙酸中形成溶液，然后将上述溶液 装入静电纺丝注射器中，调节微量注射泵的速率为5毫升/小时，调节高压发生器的电压为 24kV，调节接收装置的接收距离为19厘米。接收装置使用转动辊，电纺针头的移动速度10 厘米/秒，接收辊转速为150圈/分，两根针同时进行电纺8小时，制备出具有单层结构的 膜片。结束后将膜从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到支架的复合纤维材料。
[0065] 实施例6
[0066] 将PLLA与明胶按照质量比3. 5:1溶于六氟异丙醇中形成溶液，然后将上述溶液装 入静电纺丝注射器中，调节微量注射泵的速率为7毫升/小时，调节高压发生器的电压差为 28kV，调节接收装置的接收距离为21厘米。接收装置使用转动辊，电纺针头的移动速度10 厘米/秒，接收辊转速为80圈/分，两根针同时进行电纺8小时，制备出具有单层结构的膜 片。结束后将膜从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到支架的复合纤维材料。
[0067] 实施例7
[0068] 将PLLA与聚醚F127按照质量比3:1溶于六氟异丙醇中形成溶液，然后将上述溶 液装入静电纺丝注射器中，调节微量注射泵的速率为9毫升/小时，调节高压发生器的电压 差为30kV，调节接收装置的接收距离为23厘米。接收装置使用转动辊，电纺针头的移动速 度10厘米/秒，接收辊转速为200圈/分，两根针同时进行电纺8小时，制备出具有单层结 构的膜片。结束后将膜从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到支架的复合纤维材料。
[0069] 实施例8
[0070] 将PLC与聚醚P123按照质量比1:1溶于六氟异丙醇中形成溶液，然后将上述溶液 装入静电纺丝注射器中，调节微量注射泵的速率为10毫升/小时，调节高压发生器的电压 差为33kV，调节接收装置的接收距离为25厘米。接收装置使用转动辊，电纺针头的移动速 度10厘米/秒，接收辊转速为100圈/分，两根针同时进行电纺8小时，制备出具有单层结 构的膜片。结束后将膜从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到支架的复合纤维材料。
[0071] 实施例9
[0072] 将PLC与PEG按照质量比1:2溶于六氟异丙醇中形成溶液，然后将上述溶液装入 静电纺丝注射器中，调节微量注射泵的速率为6毫升/小时，调节高压发生器的电压差为 27kV，调节接收装置的接收距离为17厘米。接收装置使用转动辊，电纺针头的移动速度10 厘米/秒，接收辊转速为160圈/分，两根针同时进行电纺8小时，制备出具有单层结构的 膜片。结束后将膜从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到支架的复合纤维材料。
[0073] 实施例10
[0074] 将PLC与亲水性聚氨酯按照质量比1:3溶于六氟异丙醇中形成溶液，然后将上述 溶液装入静电纺丝注射器中，调节微量注射泵的速率为6毫升/小时，调节高压发生器的电 压差为26kV，调节接收装置的接收距离为15厘米。接收装置使用转动辊，电纺针头的移动 速度10厘米/秒，接收辊转速为300圈/分，两根针同时进行电纺8小时，制备出具有单层 结构的膜片。结束后将膜从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到支架的复合纤维材料。
[0075] 对比例1
[0076] 采用实施例1相同的工艺方法，除了材料为单纯的PCL纤维材料，制备的材料编号 A，简称A材料；采用实施例3相同的工艺方法，除了材料为单纯的PLLA纤维材料，制备的材 料编号为B，简称B材料；采用实施例4相同的工艺方法，除了材料为单纯的PLLA纤维材料， 制备的材料编号为C。
[0077] 将实施例1-10所得的复合纤维材料和A、B、C材料纤维材料膜片进行生物黏合力 和物理作用力测试，测试方法和结果如下。
[0078] 物理作用力测试方法：将实施例1-10所得的复合纤维材料和A、B、C材料纤维材 料膜片分别裁剪成l〇mm*60mm长条状，用水浸润后再用纸巾吸干表面水分；选取10mm*60_ 长条状兔皮，将裁减好的膜片与兔皮对称、两端交错叠加成l〇mm*70mm的长条状，然后将叠 加后长条状片材用拉力测试机（HY3080)测试长条状片材的最大拉力。
[0079] 生物黏合作用力测试方法：将白兔用戊巴比妥钠麻醉后，脱毛，取皮制备5cm*7cm 大小创面，创面呈均匀点状渗血，将实施例1-10所得的复合纤维材料和A、B、C材料纤维材 料膜片分别裁剪成4cm*6cm大小材料贴服于渗血创面，采用40mmHg压力加压5min，然后将 材料匀速垂直向上牵引，联接张力换能器（JN-IB-100型）和二道生理记录仪（LMS-2B)，按 最大牵引力波峰值计算生物黏合作用力。
[0080]表 1
[0081]
【权利要求】
1. 一种组织修复支架，其特征在于，所述组织修复支架的至少一个表面包含由黏附因 子和疏水性合成材料构成的复合纤维。
2. 根据权利要求1所述的组织修复支架，其中，构成所述复合纤维的所述黏附因子可 存在于所述疏水性合成材料的内部和/或表面。
3. 根据权利要求1或2所述的组织修复支架，其中，所述黏附因子选自具有亲水性的蛋 白类及其衍生材料、具有亲水性的纤维素类及其衍生材料、具有亲水性的醇类及其衍生材 料、壳聚糖类及其衍生材料、糖类及其衍生材料、含氮类亲水性物质中的一种或多种。
4. 根据权利要求1-3任一项所述的组织修复支架，其中，所述疏水性合成材料包括 疏水性聚氨酯、聚对苯二甲酸乙二酯、聚己内酯、聚羟基乙酸、聚乳酸-羟基乙酸共聚物、 1，3-丙二醇聚合物、聚乳酸-已内酯共聚物、聚乳酸。
5. 根据权利要求1-4任一项所述的组织修复支架，其中，所述复合纤维中，黏附因子的 含量为5质量％-95质量％。
6. 根据权利要求1-5任一项所述的组织修复支架，其中，所述复合纤维的亲水亲油平 衡值HLB为1-13。
7. 根据权利要求1-6任一项所述的组织修复支架，其中，所述组织修复支架的表面与 水的接触角Θ <90°。
8. 根据权利要求1-7任一项所述的组织修复支架，其中，所述组织修复支架的吸水率 大于100%。
9. 根据权利要求1-8任一项所述的组织修复支架，其中，所述组织修复支架由直径为 10nm?100 μ m的纤维丝交织而成，具有多孔状的结构。
10. 权利要求1-9任一项所述的组织修复支架的用途，所述组织修复支架用于脑膜修 补、脊膜修补、组织工程支架材料、人工皮肤、创伤辅料、生物膜、伤口包覆材料、止血材料、 术后防粘连材料或美容材料。
11. 权利要求1-9任一项所述的组织修复支架的制备方法，其特征在于，将所述黏附因 子和所述疏水性合成材料溶于同种溶剂中，然后通过静电纺丝技术、离心力纺丝技术、热熔 喷丝技术、熔融电纺技术中的一种或多种结合进行制备，得到含有所述复合纤维的表面。
12. 根据权利要求11所述的制备方法，其中，所述溶剂至少含有一种氟类溶剂。
13. 根据权利要求12所述的制备方法，其中，所述氟类溶剂包括六氟异丙醇、三氟乙 醇、三氟乙酸。
【文档编号】A61L27/20GK104248777SQ201310269863
【公开日】2014年12月31日 申请日期:2013年6月28日 优先权日:2013年6月28日
【发明者】邓坤学, 徐弢, 袁玉宇 申请人:广州迈普再生医学科技有限公司