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：
：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。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。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-peo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。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。技术实现要素：发明要解决的问题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。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。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。用于解决问题的方案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。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。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。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。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。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≤90°。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％。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～100μm的纤维丝交织而成，具有多孔状的结构。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。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。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。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。发明的效果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。本发明的组织修复支架具有直径为0.2-200μm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。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。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。附图说明图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。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。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。图4为本发明实验例1的病理切片图。图5为本发明实验例2的病理切片图。具体实施方式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。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。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。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。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(pdo)、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。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。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。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％。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：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]×100％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。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10mm*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。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，创面呈均匀点状渗血，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1g/cm2。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。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。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。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。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。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10nm～100μm的纤维丝交织而成的具有多孔状的结构。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。实施例实施例1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℃，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。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℃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。实施例2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100g/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℃，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。实施例3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。实施例4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。实施例5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。实施例6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。实施例7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。实施例8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。实施例9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。实施例10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。对比例1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。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。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10mm*60mm长条状，用水浸润后再用纸巾吸干表面水分；选取10mm*60mm长条状兔皮，将裁减好的膜片与兔皮对称、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(hy3080)测试长条状片材的最大拉力。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。表1样品序号物理作用力(n)生物黏合作用力(g/cm2)a材料na*nab材料nanac材料nana实施例1材料1.0211.11实施例2材料1.0611.72实施例3材料1.0551.64实施例4材料1.0411.21实施例5材料1.0421.32实施例6材料1.0491.47实施例7材料1.0521.55实施例8材料1.0651.84实施例9材料1.0691.92实施例10材料1.0732.01*na表示力太小，无法检测实验对比例1(动物实验)采用犬做动物实验，用对比例1制备的材料进行硬脑膜缺损及修复手术。动物实验：采用普通家犬，体重15-20kg，年龄1.5-2岁，6只，以氯胺酮肌肉注射全麻，麻醉剃毛后，将动物置于手术台，用2％碘酒和75％酒精消毒头部备毛区。沿动物头顶正中，纵向切开皮肤和皮下肌肉，暴露颅骨，用剥离器分离骨膜，暴露单顶部颅骨板，用高速磨钻磨开颅骨，单顶部形成骨窗。用眼科剪减掉单侧顶部3cm*3cm大小的椭圆形硬脑膜，制造出顶部的硬脑膜缺损。在暴露的脑表面电灼，造成6个1*1mm的损伤点。将a材料修剪成相应形状及尺寸的修补材料，随机抽取3只犬采用硬脑膜缝合手术方式，另3只犬采用硬脑膜直接贴服方式，修补实验犬硬脑膜缺损；缝合手术与非缝合手术材料与软脑膜及脑皮质贴服情况见图3。术毕，用4-0丝线缝合肌肉和头皮。缝合术实验犬术后观察：术后对动物进行常规的术后护理及观察。术后动物恢复良好，术部愈合良好，无脑脊液渗漏，无癫痫发生。术后进食进水正常，动物的户外活动正常，没有发现运动障碍，存活至实验观察期。术后18个月，动物以手术部位为中心，在大于手术部位1cm范围切除标本和周围组织，使其包括人工硬脑膜、周边硬脑膜及硬脑膜下脑组织。从取下的标本及周围组织中观察，可见材料与硬脑膜的连接处对合平整，无分界，已完全封闭，未见硬脑膜增厚、纤维包裹等。非缝合实验犬术后观察：术后对动物进行常规的术后护理及观察。术后动物恢复很慢，术部有皮下积液，有癫痫症状和运动障碍。其中1只手术后第1天死亡，另2只手术后第2天死亡。切开伤口发现存在脑脊液渗漏和血性积液。实验例1(动物实验)采用犬做动物实验，用实施例1制备的材料进行硬脑膜修补手术。动物实验：采用普通家犬，体重15-20kg，年龄1.5-2岁，3只，以氯胺酮肌肉注射全麻，麻醉剃毛后，将动物置于手术台，用2％碘酒和75％酒精消毒头部备毛区，沿动物头顶正中，纵向切开皮肤和皮下肌，暴露颅骨，用剥离器分离骨膜，暴露单顶部颅骨板，用高速磨钻磨开颅骨，单顶部形成骨窗。用眼科剪减掉单侧顶部3cm*3cm大小的椭圆形硬脑膜，制造出顶部的硬脑膜缺损。在暴露的脑表面电灼，造成6个1*1mm的损伤点。将用本发明实施例1所制备的人工脑膜修剪成相应形状及尺寸的修补材料，将材料采用直接贴服方式修补犬顶部的缺损，可以看出实施例1材料与组织形成良好的贴服(见图2)，与一般的材料的植入后贴服状态(见图3)形成鲜明的对比。术毕，用缝线缝合肌肉和皮肤。术后对动物进行常规的术后护理及观察。术后动物恢复良好，术部愈合良好，无皮下积液和脑脊液渗漏，无癫痫发生。术后动物饮食及精神状况良好，四肢运动功能正常，存活至实验周期。术后18个月，动物以手术部位为中心，在大于手术部位1cm范围切除标本，使其包括人工硬脑膜、周边硬脑膜及硬脑膜下脑组织。从取下的标本及周围组织中观察，可见材料与硬脑膜的连接处对合平整，无分界，已完全封闭，病理图4可以看出植入物两侧表面可见大量成纤维细胞生长和胶原沉积，排列整齐，其间可见少量淋巴细胞浸润。新生纤维组织中可见少量毛细血管形成。自体硬脑膜未见明显充血，出血等异常反应。实验例2(动物实验)采用犬动物实验，用实施例7制备的材料进行硬脑膜修补手术。动物实验：采用普通家犬，体重15-20kg，年龄1.5-2岁，3只，以氯胺酮肌肉注射全麻，麻醉剃毛后，将动物置于手术台，用2％碘酒和75％酒精消毒头部备毛区，沿动物头顶正中，纵向切开皮肤和皮下肌肉，暴露颅骨，用剥离器分离骨膜，暴露单顶部颅骨板，用高速磨钻磨开颅骨，单顶部形成骨窗。用眼科剪减掉单侧顶部3cm*3cm大小的椭圆形硬脑膜，制造出顶部的硬脑膜缺损。在暴露的脑表面电灼，造成6个1*1mm的损伤点。将用本发明实施例7所制备的人工脑膜修剪成相应形状及尺寸的修补材料，将材料采用非缝合手术方式修补犬硬脑膜缺损。术毕，用4-0丝线缝合肌肉和皮肤。术后对动物进行常规的护理及观察。术后动物恢复良好，术部愈合良好，无脑脊液渗漏，无癫痫发生。术后进食进水正常，动物的户外活动正常，没有发现运动障碍，存活至观察期。术后18个月，动物以手术部位为中心，在大于手术部位1cm范围切除标本，使其包括人工硬脑膜、周边硬脑膜及硬脑膜下脑组织。从取下的标本及周围组织中观察，可见材料与硬脑膜的连接处对合平整，无分界，已完全封闭融合，如病理图5植入物两侧表面可见大量成纤维细胞生长和胶原沉积，纤维排列整齐，其间可见少量淋巴细胞浸润。新生纤维组织中可见少量毛细血管形成。自体硬脑膜未见明显充血，出血等异常反应。实验例3(动物实验)实施例4中制得的材料和对比例1中制得材料c裁剪成5cm×5cm，清洗，灭菌，进行人工皮肤动物实验。实验兔体重2-2.5kg，年龄6-8个月，雌雄不限，共12只。随机分为三组(实验组、对照组、空白组)，每组4只。兔子沿耳缘静脉注射全麻后，将动物置于专用手术台上，备毛背部皮肤和术前常规消毒。用手术刀将背部皮肤全层切除，切除面积为4*4cm，制成全皮层缺损，用人工皮肤进行修复：实验组在创伤部位贴上由实施例4的纤维膜制得的人工皮肤，贴敷于创面、按压2分钟，膜片贴服于创面。对照组在创伤部位贴上由材料c制得的人工皮肤，材料不能贴服于创面，需每间隔1cm用缝线固定。空白对照组创面不使用人工皮肤处理。实验组、对照组和空白组分别在伤口上覆盖一层无菌油纱和无菌纱布，用缝线与周围皮肤固定。手术后观察动物有无正常进食，饮水，体温，各组覆盖物与创面分离的时间及其他的生理活动情况，并且观察创面的修复情况。术后第4、8周每组取2只兔子无痛处死，取背部整个创面及邻近正常皮肤，福尔马林固定，进行he染色，光镜下观察真皮中组织的新生情况，炎症反应情况，表皮结构的厚度和附属器的再生情况。空白组兔子在术后全部创面都与油纱或纱布粘连。辅料有脱落现象。创面出血，有大量组织液渗出。创面完全愈合后呈线性痂。对照组创面人工皮肤不平整，边际与创面不贴服；创口存在轻微红肿热,存在轻微感染现象，有较少量组织液渗出，创口与纱布有少量粘连。伤口完全愈合后呈少量矩形痂和较大量线性痂。实验组术后创面干燥，与人工皮肤贴合紧密，与油纱和纱布无粘连。创口无红肿热，动物未出现皮肤过敏或感染现象。材料覆盖下无坏死现象。伤口完全愈合后呈矩形痂。通过显微镜观察愈合口皮肤棘细胞层增厚，基底细胞增生活跃，表皮层的角质层、颗粒层棘皮层和基底层均可见。真皮层附属器管，汗腺，毛囊等结构可见，可见大量成纤维细胞平行于皮肤表面排列，其间较多毛细血管增生，局部少量淋巴细胞浸润。观察结果表明：实验组的贴服能力、抗感染能力、防止创面出血的作用优于对照组和空白组。实验组创面未见红肿、坏死。组织学观察显示由实施例4的纤维膜制得的人工皮肤材料对创面的贴服能力强于对照组和空白组，更能有效促进皮肤结构再生。当前第1页12