本发明属于膜领域，涉及一种医用仿生膜及其制备方法和应用。
背景技术：
天然生物材料有着人工材料无法比拟的优越性能，受生物启发或者模仿生物的结构、功能以及形成过程，开发出仿生材料。仿生材料的一个重要应用领域为生物医用材料，这些生物医用材料要求具有安全无毒性、组织相容性、血液相容性和一定的机械强度。近年来，人们已经逐渐认识到仿生材料的价值，仿生材料的化学合成也得到了快速的发展，仿生膜的合成技术也会更加成熟，前景不可限量。目前常用的仿生膜的制备方法包括自组装成膜法、LB膜法、接枝改性法、原位聚合法、浇筑法、化学气相沉积法以及分子沉积法等。
CN109608679A公开了一种核孔复合体接枝聚合物仿生膜制备方法。该方法包括以下步骤：(1)基膜表面的羟基与硅烷偶联剂3氨基丙基三乙氧基硅烷(APTES)反应，使基膜表面胺基化；(2)表面胺基化的膜与双功能蛋白交联剂4(p马来酰亚胺苯基)丁酸琥珀酰亚胺酯(SMPB)反应使膜表面具有高活性马来酰亚胺；(3)核孔复合体(nuclear pore complex，NPC)末端的巯基(SH)与膜表面的马来酰亚胺键合将核孔复合体接枝到膜表面，制得具有蛋白选择性分离功能的核孔复合体接枝聚合物仿生膜，但是该方法制备的仿生膜材料存在软硬组织协调再生性能差的缺陷。
CN101108260A公开了一种自组装仿生磷脂聚合物组织细胞膜的制备及应用，制备包括：(1)单体制备；(2)齐聚物制备；将亲水性的磷脂基团或其衍生物连接端基含有双键的疏水性脂肪烃上，合成出能自组装形成与生物膜非常相似的微观非均相结构，通过调节渗透液体PH值大小,可模拟不同器官组织的PH值变化，或通过控制聚合物的分子量大小、疏水链段的长度和磷脂含量，调节合成磷脂聚合物的稳定性和弹性，根据需要调节成膜面积的大小和成膜的厚度，根据分子形态随环境pH值变化制备单层膜,或制备双层膜，该方法简单快速，储存时间长，成本低，有助于加快新药筛选和开发的速度，但是该方法制备的仿生膜材料存在力学性能不足的缺陷。
采用超临界流体发泡法制备微发泡聚合物材料是以超临界流体为物理发泡剂制备小泡孔尺寸和大泡孔密度的多孔聚合物材料，与传统方法制备的材料相比具有优异的力学性能、尺寸稳定性能、热稳定性能以及介电性能等，但是制备过程中需要苛刻的条件，因此也是本领域技术人员一直探究的热点。
基于现有技术，结合超临界流体的技术手段，实现一种在较温和的实验条件下制备可降解、力学性能较好以及仿生性能较好的医用仿生膜非常有必要。
技术实现要素：
本发明的目的在于提供一种医用仿生膜及其制备方法和应用，所述医用仿生膜具有可降解、力学性能较好以及仿生性能好的优点。
为达此目的，本发明采用以下技术方案：
本发明的目的之一在于提供一种医用仿生膜的制备方法，所述医用仿生膜的制备方法包括如下步骤：
(1)将聚己内酯和/或聚丙交乙交酯与填料混合，压制，得到片材；
(2)将步骤(1)得到的片材在超临界流体中反应，得到所述医用仿生膜。
本发明采用超临界流体力学技术，将聚己内酯和/或聚丙交乙交酯与填料制备微发泡仿生膜材料，采用超临界流体力学制备得到的医用仿生膜具有可降解、力学性能较好以及仿生性能好等优点。
在本发明中，步骤(1)所述聚己内酯的数均分子量为12000-18000，例如12000、12500、13000、13500、14000、14500、15000、15500、16000、16500、17000、17500、18000等。
在本发明中，步骤(1)所述聚己内酯的粒径为2-10μm，例如2μm、2.5μm、3μm、3.5μm、4μm、4.5μm、5μm、5.5μm、6μm、6.5μm、7μm、7.5μm、8μm、8.5μm、9μm、9.5μm、10μm等。
在本发明中，步骤(1)所述聚丙交乙交酯的数均分子量为15000-20000，例如15000、15500、16000、16500、17000、17500、18000、18500、19000、19500、20000等。
在本发明中，步骤(1)所述聚丙交乙交酯的粒径为2-10μm，例如2μm、2.5μm、3μm、3.5μm、4μm、4.5μm、5μm、5.5μm、6μm、6.5μm、7μm、7.5μm、8μm、8.5μm、9μm、9.5μm、10μm等。
在本发明中，步骤(1)所述填料包括β-磷酸三钙、羟基磷灰石或生物玻璃中的任意一种或至少两种的组合。
在本发明中，步骤(1)所述填料的粒径为100-500nm，例如100nm、150nm、200nm、250nm、300nm、350nm、400nm、450nm、500nm等。
在本发明中，步骤(1)所述聚己内酯和/或聚丙交乙交酯与填料的质量比为(5-50):1，例如5:1、10:1、15:1、20:1、25:1、30:1、35:1、40:1、45:1、50:1等。
在本发明中，步骤(1)所述压制的压力为10-100MPa，例如10MPa、15MPa、20MPa、25MPa、30MPa、35MPa、40MPa、45MPa、50MPa、55MPa、60MPa、65MPa、70MPa、75MPa、80MPa、85MPa、90MPa、95MPa、100MPa等，优选12-15MPa。
在本发明中采用该压力条件进行压制，既保证得到的片材具有合适的孔隙率，便于后续超临界流体扩散到片材中，又能避免因压力过大片材出现破裂的情况。
在本发明中，步骤(1)所述片材为圆柱体片材。
在本发明中，步骤(1)所述圆柱体片材的直径为10-20mm，例如10mm、11mm、12mm、13mm、14mm、15mm、16mm、17mm、18mm、19mm、20mm等。
在本发明中，步骤(1)所述圆柱体片材的高度为6-15mm，例如6mm、7mm、8mm、9mm、10mm、11mm、12mm、13mm、14mm、15mm等。
在本发明中，步骤(2)所述超临界流体为超临界二氧化碳。
在本发明中，所述反应用容器为密闭容器。
在本发明中，所述反应用容器为超临界二氧化碳反应釜。
在本发明中，步骤(2)所述片材在超临界流体中反应包括：将片材置于超临界二氧化碳反应釜中，维持反应釜内温度＜0℃(例如-30℃、-25℃、-20℃、-15℃、-10℃、-5℃、-1℃)，同时向釜内通入二氧化碳，至反应釜内压力为8-10MPa(例如8MPa、8.2MPa、8.5MPa、8.7MPa、9MPa、9.2MPa、9.5MPa、9.7MPa、10MPa等)，加热反应釜至釜内温度≥35℃(例如35℃、40℃、45℃、50℃、55℃、60℃等)，之后，维持釜内压力和温度不变，持续反应。
在本发明中，所述加热反应釜至釜内温度为50-80℃，例如50℃、55℃、60℃、65℃、70℃、75℃、80℃等。
在本发明中，所述持续反应的时间为2-6h，例如2h、2.5h、3h、3.5h、4h、4.5h、5h、5.5h、6h等，优选4-5h。
在本发明中，所述步骤(2)还包括将反应后的容器泄压，至容器内的压力与外界大气压相同。
在本发明中，所述容器内的压力的下降速率为10-500KPa/s，例如10KPa/s、50KPa/s、100KPa/s、150KPa/s、200KPa/s、250KPa/s、300KPa/s、350KPa/s、400KPa/s、450KPa/s、500KPa/s等。
本发明中超临界流体发泡法包括：形成片材/气体饱和体系、泡核形成、泡孔增长以及泡孔结构定型，通过调整反应工艺参数，在确保得到反应条件温和的前提下，得到具有较好性能的医用仿生膜。
在本发明中，所述制备方法包括如下步骤：
(1)将聚己内酯和/或聚丙交乙交酯与填料混合，在压力为10-100MPa条件下压制，得到直径为10-20mm，高度为6-15mm的圆柱体片材；
(2)将圆柱体片材置于密闭的超临界二氧化碳反应釜中，维持反应釜内温度＜0℃，同时向釜内通入二氧化碳，待反应釜内压力为8～10Mpa时，加热反应釜至釜内温度≥35℃，之后，维持釜内压力和温度不变，持续反应2～6h；
(3)反应结束后将超临界二氧化碳反应釜排气进行泄压，泄压使得反应釜内压力的下降速率为10～500kPa/s，待反应釜内压力与外界大气压一致时，即得到所述医用仿生膜。
本发明的目的之二在于提供一种由目的之一所述的制备方法制备得到的医用仿生膜。
本发明的目的之三在于提供一种如目的之二所述的医用仿生膜在组织修复中的应用。
相对于现有技术，本发明具有以下有益效果：
本发明通过采用连续的超临界流体法制备医用仿生膜，相较于传统的反应工艺，通过选取特定的温和反应条件，一方面能够得到可降解、力学性能较好以及仿生性能好的医用仿生膜，另一方面反应条件相对温和，避免使用过高的温度和压力即能达到较好的技术效果。
具体实施方式
下面通过具体实施方式来进一步说明本发明的技术方案。本领域技术人员应该明了，所述实施例仅仅是帮助理解本发明，不应视为对本发明的具体限制。
实施例1
本实施例提供一种医用仿生膜的制备方法，包括如下步骤：
(1)将聚己内酯(数均分子量为15000，粒径为5μm)与β-磷酸三钙(粒径为200nm)按质量比为25:1混合，在压力为12MPa条件下压制，得到直径为15mm，高度为10mm的圆柱体片材；
(2)将圆柱体片材置于密闭的超临界二氧化碳反应釜中，维持反应釜内温度-10℃，同时向釜内通入二氧化碳，待反应釜内压力为9Mpa时，加热反应釜至釜内温度50℃，之后，维持釜内压力和温度不变，持续反应4h；
(3)反应结束后将超临界二氧化碳反应釜排气进行泄压，泄压使得反应釜内压力的下降速率为200KPa/s，待反应釜内压力与外界大气压一致时，即得到所述医用仿生膜。
将本实施例得到的医用仿生膜进行性能测试，测试标准：GB/T 9341-2000，测试结果：拉伸强度36.54MPa，断裂伸长率为630％，直角撕裂强度为40.3KN/m。
将本实施例中的医用仿生膜上接种软骨细胞，细胞接种浓度为1*105个/cm2，并在基质细胞分化培养基培养24h，通过显微镜观察，软骨细胞可在医用仿生膜上正常生长。
实施例2
本实施例提供一种医用仿生膜的制备方法，包括如下步骤：
(1)将聚己内酯(数均分子量为12000，粒径为10μm)与生物玻璃(粒径为100nm)按质量比为40:1混合，在压力为15MPa条件下压制，得到直径为10mm，高度为15mm的圆柱体片材；
(2)将圆柱体片材置于密闭的超临界二氧化碳反应釜中，维持反应釜内温度-5℃，同时向釜内通入二氧化碳，待反应釜内压力为8Mpa时，加热反应釜至釜内温度80℃，之后，维持釜内压力和温度不变，持续反应5h；
(3)反应结束后将超临界二氧化碳反应釜排气进行泄压，泄压使得反应釜内压力的下降速率为400KPa/s，待反应釜内压力与外界大气压一致时，即得到所述医用仿生膜。
将本实施例得到的医用仿生膜进行性能测试，测试结果：拉伸强度36.11MPa，断裂伸长率为642％，直角撕裂强度为39.8KN/m。
将本实施例得到的医用仿生膜如实施例1一样接种软骨细胞，发现软骨细胞在仿生膜上正常生长。
实施例3
本实施例提供一种医用仿生膜的制备方法，包括如下步骤：
(1)将聚己内酯(数均分子量为18000，粒径为2μm)与生物玻璃(粒径为500nm)按质量比为50:1混合，在压力为10MPa条件下压制，得到直径为20mm，高度为6mm的圆柱体片材；
(2)将圆柱体片材置于密闭的超临界二氧化碳反应釜中，维持反应釜内温度-30℃，同时向釜内通入二氧化碳，待反应釜内压力为10Mpa时，加热反应釜至釜内温度35℃，之后，维持釜内压力和温度不变，持续反应2h；
(3)反应结束后将超临界二氧化碳反应釜排气进行泄压，泄压使得反应釜内压力的下降速率为500KPa/s，待反应釜内压力与外界大气压一致时，即得到所述医用仿生膜。
将本实施例得到的医用仿生膜进行性能测试，测试结果：拉伸强度35.03MPa，断裂伸长率为652％，直角撕裂强度为38.6KN/m。
将本实施例得到的医用仿生膜如实施例1一样接种软骨细胞，发现软骨细胞在仿生膜上正常生长。
实施例4
本实施例提供一种医用仿生膜的制备方法，包括如下步骤：
(1)将聚丙交乙交酯(数均分子量为15000，粒径为10μm)与羟基磷灰石(粒径为100nm)按质量比为5:1混合，在压力为100MPa条件下压制，得到直径为10mm，高度为15mm的圆柱体片材；
(2)将圆柱体片材置于密闭的超临界二氧化碳反应釜中，维持反应釜内温度-10℃，同时向釜内通入二氧化碳，待反应釜内压力为8.5Mpa时，加热反应釜至釜内温度100℃，之后，维持釜内压力和温度不变，持续反应6h；
(3)反应结束后将超临界二氧化碳反应釜排气进行泄压，泄压使得反应釜内压力的下降速率为10KPa/s，待反应釜内压力与外界大气压一致时，即得到所述医用仿生膜。
将本实施例得到的医用仿生膜进行性能测试，测试结果：拉伸强度19.98MPa，断裂伸长率为130％，直角撕裂强度为32.6KN/m。
将本实施例得到的医用仿生膜如实施例1一样接种软骨细胞，发现软骨细胞在仿生膜上正常生长。
实施例5
本实施例提供一种医用仿生膜的制备方法，包括如下步骤：
(1)将聚丙交乙交酯(数均分子量为20000，粒径为2μm)与生物玻璃(粒径为500nm)按质量比为25:1混合，在压力为100MPa条件下压制，得到直径为10mm，高度为15mm的圆柱体片材；
(2)将圆柱体片材置于密闭的超临界二氧化碳反应釜中，维持反应釜内温度-10℃，同时向釜内通入二氧化碳，待反应釜内压力为8.5Mpa时，加热反应釜至釜内温度100℃，之后，维持釜内压力和温度不变，持续反应6h；
(3)反应结束后将超临界二氧化碳反应釜排气进行泄压，泄压使得反应釜内压力的下降速率为10KPa/s，待反应釜内压力与外界大气压一致时，即得到所述医用仿生膜。
将本实施例得到的医用仿生膜进行性能测试，测试结果：拉伸强度18.52MPa，断裂伸长率为124％，直角撕裂强度为31.2KN/m。
将本实施例得到的医用仿生膜如实施例1一样接种软骨细胞，发现软骨细胞在仿生膜上正常生长。
实施例6
与实施例1的区别仅在于将实施例1中步骤(2)中的通入二氧化碳后的压力调整为5MPa，其余制备方法均与实施例1相同。
将本实施例得到的医用仿生膜进行性能测试，测试结果：拉伸强度30.54MPa，断裂伸长率为580％，直角撕裂强度为34.3KN/m，通过和实施例1相比，说明当二氧化碳的压力较低，则得到的医用仿生膜的性能较差。
将本实施例得到的医用仿生膜如实施例1一样接种软骨细胞，发现软骨细胞在仿生膜上的存活率较高，但是差于实施例1。
实施例7
与实施例1的区别仅在于将实施例1中步骤(2)中通入二氧化碳后的压力调整为20MPa，其余制备方法均与实施例1相同。
将本实施例得到的医用仿生膜进行性能测试，测试结果：拉伸强度36.84MPa，断裂伸长率为630％，直角撕裂强度为41.1KN/m，通过和实施例1的对比可知，当二氧化碳的压力过高，对仿生膜的性能不会产生较大的提高，但是会浪费资源，并提高危险系数。
将本实施例得到的医用仿生膜如实施例1一样接种软骨细胞，发现软骨细胞在仿生膜上正常生长。
实施例8
与实施例1的区别仅在于将实施例1中步骤(3)中泄压使得反应釜内压力的下降速率为800KPa/s，其余制备方法均与实施例1相同。
将本实施例得到的医用仿生膜进行性能测试，测试结果：拉伸强度26.54MPa，断裂伸长率为510％，直角撕裂强度为30.3KN/m，通过和实施例1的对比可知，当反应釜内压力下降过快，则会对仿生膜的性能产生一定的影响。
将本实施例得到的医用仿生膜如实施例1一样接种软骨细胞，发现软骨细胞在仿生膜上的存活率较高，但是差于实施例1。
对比例1
与实施例1的区别仅在于将实施例1中步骤(2)中加热温度调整为20℃，其余制备方法均与实施例1相同。
将本实施例得到的医用仿生膜进行性能测试，测试结果：拉伸强度20.54MPa，断裂伸长率为420％，直角撕裂强度为25.3KN/m，通过和实施例1的对比可知，加热温度过低，即温度骤降的幅度偏低会影响反应过程的过饱和体系，因此会对仿生膜的性能产生较大影响。
将本实施例得到的医用仿生膜如实施例1一样接种软骨细胞，发现软骨细胞在仿生膜上的存活率低于实施例1。
对比例2
与实施例1的区别仅在于将实施例1中步骤(2)中反应时间调整为1h，其余制备方法均与实施例1相同。
将本实施例得到的医用仿生膜进行性能测试，测试结果：拉伸强度22.15MPa，断裂伸长率为450％，直角撕裂强度为27.1KN/m，通过和实施例1的对比可知，当反应时间过短，泡孔的增长效果变差，体系自由能降低的幅度也会减少，会对仿生膜的性能产生较大的影响。
将本实施例得到的医用仿生膜如实施例1一样接种软骨细胞，发现软骨细胞在仿生膜上的存活率低于实施例1。
申请人声明，以上所述仅为本发明的具体实施方式，但本发明的保护范围并不局限于此，所属技术领域的技术人员应该明了，任何属于本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到的变化或替换，均落在本发明的保护范围和公开范围之内。