技术领域
本发明涉及一种医学器件及其制备，特别涉及一种组织修复支架及其制备方法和用途。
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、韧带修复、疝气修补片、硬脑膜修补片、女性骨盆底功能障碍性疾病修补片、血管的修复、吊带修补片、皮肤修补、瘘修补、神经导管修补、骨缺损修补。
由于现有材料本身以及孔结构具有一定的缺陷性，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采用一般的制备方法，基本没有好的类似细胞外基质的多孔隙结构，很难顺应组织解剖结构的特性，很难与组织解剖结构形成良好的组织顺应性和黏附。
编织网片是目前组织修复用纤维膜中应用最广的产品，但该类产品往往存在如下问题：1)表面粗糙、质地较硬、组织顺应性差，差的组织顺应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，易产生异物感和疼痛、引起常见侵蚀和感染等并发症；2)生物相容性差、并且该类材料引发的免疫排斥反应较强，存在较多的手术后遗症；其与内脏、器官直接接触时，易造成损伤，可引起较严重的粘连、引发严重的异物和免疫反应，需要二次手术取出，给病人带来痛苦，甚至危及生命。目前研究的电纺膜，常见出现细胞难以向其内部长入或长入慢的不足。现有编织、电纺技术形成的组织修复用纤维膜的性能都不够理想。
理想的组织修复材料需要：①孔隙度较大，便于细胞黏附、爬行和生长，快速实现组织再生，在健康组织没有完全形成之前要能够承受人体内部的压强；②植入人体后能够保持良好的尺寸稳定性，即不能发生收缩和变形；③手感柔软，便于成型、增加手术的可操作性、降低病人的不适感、提高手术的效果；④生物相容性好，能引导组织生长，达到理想修复。
发明内容
技术问题
现有组织修复材料孔结构简单，孔隙和比表面积有限，形成新生组织的成纤维细胞(30微米左右)无法进入材料内部，新生组织生长缓慢。
现有合成组织修复材料孔结构单一，由于与人体组织单元结构有很大不同，组织修复支架与组织之间的作用力薄弱，不具有组织解剖结构的顺应性。
现有编制网片产品表面粗糙、质地较硬、组织顺应性差，差的组织顺应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，易产生异物感和疼痛、引起常见侵蚀和感染等并发症。
现有的疏水性材料本身力学强度很高，但质地偏硬且憎水性强，将材料放入溶液中浸泡，溶液很难进入材料内部，即使结合冻干等技术，亦很难让材料刚性结构、孔结构发生变化产生组织解剖结构的顺应性能、贴伏性能和多种孔结构。
现有的亲水性材料由于材料本身有很多亲水柔性基团，缺少刚性基团，材料力学强度很差，较多的亲水基团在体内体液环境下很容易发生降解，在新生组织还未修复之前就发生降解会导致修复失败。
解决方案
本发明提供一种组织修复支架，其特征在于，所述组织修复支架包括至少一层复合纤维层表面，所述复合纤维层包括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，所述复合纤维的亲水亲油平衡值HLB为1-13。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％。
本发明还提供一种组织修复支架，其特征在于，所述组织修复支架包括由复合纤维层和亲水性材料形成的多孔三维网状结构；所述复合纤维层包括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，所述多孔三维网状结构可形成于所述复合纤维层的表面上和/或表面内部。其中，所述多孔三维网状结构通过将所述复合纤维层浸泡在亲水性材料的溶液中，取出后冷冻干燥形成。所述亲水性材料的溶液为水溶性高分子的水溶液；所述亲水性材料选自由亲水性的蛋白类、纤维素类、醇类、醚类、壳聚糖类、糖类、含氮类亲水性物质组成的组。将本发明的所述组织修复支架浸泡于水中10s，其吸水率可达到100-5000％。所述组织修复支架的拉伸强度大于1Mpa；所述组织修复支架的亲水亲油平衡值HLB为1-13；所述组织修复支架的表面与水的接触角θ≤90°。其中，所述组织修复支架与周围组织贴伏后涨破强力为0.10kPa以上。所述组织修复支架的孔径为1.3-500μm。
本发明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复合纤维的内部和/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，其中基于所述复合纤维的总重量，所述黏附因子的含量为5质量％-95质量％，优选为10质量％-50质量％，更优选15质量％-30质量％。
本发明的组织修复支架，其中，所述复合纤维层由直径为10nm-100μm的复合纤维丝交织而成，具有多孔状的结构。
本发明的组织修复支架，其中，所述复合纤维层支架的孔径为1-100μm。
本发明还涉及所述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、人造皮肤、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。
本发明还涉及所述组织修复支架的制备方法，其特征在于所述组织修复支架的复合纤维层通过以下步骤制备：
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、生物3D打印技术中的一种或多种结合进行制备，得到含有复合纤维的膜片。
所述制备方法，还包括制备多孔三维网状结构的步骤：将制备好的所述含有复合纤维的膜片浸泡于亲水性材料的溶液中，取出后进行冷冻干燥。
所述制备方法中，所述制备复合纤维层的步骤中使用的溶剂至少包含一种氟类溶剂。
所述制备方法中，所述氟类溶剂包括六氟异丙醇、三氟乙醇、三氟乙酸。
有益效果
本发明的组织修复支架具有独特的结构，具有更高的孔隙率和比表面积，可以更好促进细胞长入，加快新生组织修复速度。
植入后通过物理作用力与组织解剖结构形成良好的贴伏；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。
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。
本发明采用仿生技术制备出具有纳米纤维的大比表面积，有利于细胞的粘附和增殖，好的组织顺应性和贴伏效果的组织修复支架，符合组织修复支架所需的生物学、力学等方面的要求。而且表面拓扑结构也有利于引导细胞分化。质地轻、柔软更提高病人的舒适感，减轻病人的创伤，更利于病人的修复。
本发明的一个技术方案中，先采用仿生技术制备出不同材料构成的复合纤维，复合纤维同时具有疏水材料和亲水材料，复合纤维层在亲水性材料的溶液中溶胀后空间结构增大，亲水性材料会进入复合纤维层。然后通过冷冻干燥等技术固定溶胀后的结构，得到新的独特的多孔空间结构和表面结构，形成多种结构同时并存的多孔三维网状结构。疏水材料的降解较缓慢，在植入体内前期可以保持良好的力学支撑作用，结合亲水材料可以与周围组织形成良好的相容性和贴伏性，进而达到良好的修复效果。
根据下面参考附图对示例性实施例的详细说明，本发明的其它特征及方面将变得清楚。
附图说明
包含在说明书中并且构成说明书的一部分的附图与说明书一起示出了本发明的示例性实施例、特征和方面，并且用于解释本发明的原理。
图1的A和B分别为本发明用于复合纤维层的由黏合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是本发明的复合纤维层表面的SEM图。
图3是本发明的组织修复支架表面的多孔三维网状结构的SEM图(10μm)。
图4是本发明的组织修复支架表面的多孔三维网状结构的SEM图(1μm)。
图5是本发明的组织修复支架横截面的SEM图(20μm)。
图6为本发明实验例1的组织修复支架与脑组织的贴伏效果图。
图7为本发明实验对比例1的组织修复支架与脑组织的贴伏效果图。
图8为本发明实验例1的病理切片图。
图9为本发明实验例2的病理切片图。
具体实施方式
为了更好的说明本发明，在下文的具体实施方式中给出了众多的具体细节。本领域技术人员应当理解，没有某些具体细节，本发明同样可以实施。
本发明的一个实施方案中，所述组织修复支架包括至少一层复合纤维层表面，所述复合纤维层包括由黏附因子和疏水性合成材料构成的复合纤维。
另一个实施方案中，所述组织修复支架具有由复合纤维层和亲水性材料形成的多孔三维网状结构；所述复合纤维层包含由黏附因子和疏水性合成材料构成的复合纤维。
第一实施方案：
在该实施方案中，所述组织修复支架包括至少一层复合纤维层表面，所述复合纤维层包括由黏附因子和疏水性合成材料构成的复合纤维。所述组织修复支架可以仅由一层复合纤维层构成，此时，所述组织修复支架实质上就是“复合纤维膜”。当制备的“复合纤维膜”用作所述组织修复支架的一层时，被称为“复合纤维层”。因此，应当理解，在本申请中，“复合纤维膜”和“复合纤维层”仅是名称不同，其具有相同的结构组成，都包括由黏附因子和疏水性合成材料构成的复合纤维。
<复合纤维层>
本发明的复合纤维层，包含由黏附因子和疏水性材料构成的复合纤维。
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伏性能和形成组织黏附力，顺应解剖结构，随后可以吸收周围组织凝血物质形成生物黏合力的材料，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伏，增加实际接触面积(与疏水性材料形成的膜相比，可以大于60％)，与组织形成良好的贴伏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0.8-8N，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，然后用拉力测试机测试使叠加后长条支架材料和兔皮发生相对运动时的最大拉力。
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粘附力。生物黏合力可以通过粘附实验表征：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大小材料贴伏于渗血创面，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粘附力，粘附力大于1.001g/cm2。
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材料可以以任何形式结合构成复合纤维。黏附因子可存在所述复合纤维的内部和/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，而另一部分为没有被溶解的纤维丝残部。图2是本发明的复合纤维层表面的SEM图，可以明显看到交错的纤维丝结构。
本发明提供的组织修复支架亲水性和疏水性材料本身具有不同的降解速率。通过调节表面中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％。
本发明的复合纤维层的表面，具有很低的接触角(θ≤90°或θ＝0，液体为水)。
本发明的复合纤维膜的吸水率大于100％，其中，吸水率通过如下方式计算：
吸水率＝[(膜片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膜的亲水亲油平衡值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，增加组织贴伏性，与组织解剖结构实现顺应贴伏并与组织形成良好的贴伏力。
本发明的复合纤维层可以通过以下方法制备：将所述黏附因子和所述疏水性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、生物3D打印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层。其中优选使用静电纺丝技术、离心力纺丝技术、热熔喷丝技术或熔融电纺技术，更优选使用离心力纺丝技术或静电纺丝技术。
本发明的复合纤维层，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，结束后将膜从接收器上取下，真空干燥去除溶剂。
本发明的复合纤维层，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层时，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。
所述复合纤维层优选是由直径为10nm～100μm的复合纤维丝交织而成的，并具有多孔状的结构。
第二实施方案：
在该实施方案中，所述组织修复支架具有由复合纤维层和亲水性材料形成的多孔三维网状结构；所述复合纤维层包含由黏附因子和疏水性合成材料构成的复合纤维。其中所述的复合纤维层与上述的第一实施方案的复合纤维层相同。
<多孔三维网状结构>
该实施方案中，组织修复支架具有由复合纤维层和亲水性材料形成的多孔三维网状结构，该多孔三维网状结构形成于所述复合纤维层的表面上和/或表面内部。
所述多孔三维网状结构可以通过将制备好的复合纤维层(膜)浸泡于亲水性材料的溶液中，取出后进行冷冻干燥而形成。
用于形成多孔三维网状结构的亲水性材料可以为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。所述溶液中溶质的浓度没有特别的限定，当浓度较低时，可以在复合纤维层的表面和/或表面内部形成较大孔的多孔三维网状结构，当浓度较高时，可以在复合纤维层的表面和/或表面内部形成较小孔的多孔三维网状结构。所述溶液的质量百分比浓度优选为0.1％-30％，更优选所述溶液的质量百分比浓度为0.5-10％。
对于所述亲水性材料的溶液中的溶剂没有特别的限定，可以是可以溶解上述亲水性材料的常规溶剂。
本发明所述浸泡包括常规浸泡方法、超声浸泡或其他辅助浸泡方法。本发明所述冷冻干燥包括采用真空冷冻干燥机、冷冻式干燥机、真空耙式干燥机、冷冻式空气干燥机等类似设备加工制造的方法。
<组织修复支架>
该实施方案中，所述组织修复支架，可以通过先制备复合纤维层(膜)，然后将所述复合纤维层(膜)浸泡于水溶性材料的溶液中，取出后通过冷冻干燥工艺制备所得。
该实施方案中，所述组织修复支架的具有由复合纤维层和亲水性材料形成的多孔三维网状结构，或者说是蜂窝状的多孔结构，如图3和图4的SEM图所示。所述组织修复支架的横截面如图5所示。孔径采用GTT TM 017-2012方法检测。
该实施方案中，组织修复支架与周围组织黏附后涨破强力为0.10kpa以上，优选0.10-30kPa。所述涨破强力通过以下方式测量：取兔皮裁剪成直径为3cm的圆形，然后在中间裁剪出直径为1cm的孔洞；取本发明所述组织修复支架裁剪成直径为3cm的圆片，浸润后贴伏于兔皮表面，保证组织修复支架均匀覆盖于孔洞表面；然后将覆盖支架的兔皮密封在装有压力传感器的容器口部，保证容器密封性，然后向容器中均匀鼓气，记录所述组织修复支架被顶开的压力传感器数值即为涨破强力。
所述组织修复支架具有极快的吸水速率，将所述组织修复支架浸泡于水中10s，其吸水率即可达到100％-5000％，优选100％-1000％，更优选100％-500％。
所述组织修复支架的吸水率计算方式与所述复合纤维膜的吸水率计算方式相同。本发明的组织修复支架的物理作用力和生物黏合作用力可以按照所述复合纤维膜的相同方式进行测量。
所述组织修复支架具有很低的接触角(θ＜90°或θ＝0，液体为水)。
所述组织修复支架中的亲水性材料总含量为5质量％-95质量％。
本发明所述组织修复支架可以应用到脑膜修补、组织工程支架材料、人造皮肤、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
<第一实施方案的组织修复支架的制备>
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℃，结束后将膜从接收器上取下，真空干燥去除溶剂得到复合纤维膜。
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℃，结束后将膜从接收器上取下，真空干燥去除溶剂，得到复合纤维膜。
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，制备得到具有单层结构的膜片。将膜片从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到复合纤维膜。
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。将膜片从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到复合纤维膜。
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，制备得到具有单层结构的膜片。将膜片从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到复合纤维膜。
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。将膜片从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到复合纤维膜。
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，制备得到具有单层结构的膜片。将膜片从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到复合纤维膜。
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，制备得到具有单层结构的膜片。将膜片从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到复合纤维膜。
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，制备得到具有单层结构的膜片。将膜片从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到复合纤维膜。
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，制备得到具有单层结构的膜片。将膜片从接收辊上取下，真空干燥去除溶剂，得到复合纤维膜。
<第二实施方案的组织修复支架的制备>
实施例11
将PCL与胶原蛋白按照质量比4∶1溶于六氟异丙醇中形成总浓度为8质量％的溶液，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℃，结束后将膜从接收器上取下，然后除去膜片中残留溶剂得到复合纤维膜(记为支架A)。将得到的复合纤维膜浸泡于2质量％明胶水溶液中5min，取出后冷冻干燥制备得到组织修复支架(记为支架B)。
实施例12
将PLLA与明胶按照质量比2∶1溶于六氟异丙醇中形成总浓度为8质量％的溶液，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。结束后将膜从接收辊上取下，然后除去膜片中残留溶剂，浸泡于7质量％明胶的水溶液中30min，取出后冷冻干燥制备得到组织修复支架(记为支架C)。
实施例13
将PLGA与硫酸软骨素按照质量比4∶1溶于三氟乙酸中形成总浓度为8质量％的溶液，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。结束后将膜从接收辊上取下，然后除去膜片中残留溶剂，浸泡于2质量％明胶的水溶液中10min，取出后冷冻干燥制备得到组织修复支架。
实施例14
将PLLA与聚醚F127按照质量比3∶1溶于六氟异丙醇中形成总浓度为8质量％的溶液，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。结束后将膜从接收辊上取下，然后除去膜片中残留溶剂，浸泡于3质量％明胶的水溶液中5min，取出后冷冻干燥制备得到组织修复支架。
实施例15
将PLC与PEG按照质量比1∶2溶于六氟异丙醇中形成总浓度为8质量％的溶液，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。结束后将膜从接收辊上取下，然后除去膜片中残留溶剂，浸泡于5质量％明胶的水溶液中3min，取出后冷冻干燥制备得到组织修复支架。
实施例16
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总浓度为8质量％的溶液，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。结束后将膜从接收辊上取下，然后除去膜片中残留溶剂，浸泡于6质量％明胶的水溶液中3min，取出后冷冻干燥制备得到组织修复支架。
<对比例的制备>
对比例1
采用实施例1相同的工艺方法制膜，将PCL和明胶的混合材料替换为单纯的PCL，制备的样品编号D(记为D膜)；采用实施例3相同的工艺方法制膜，将PCL与醋酸纤维素的混合材料替换为单纯的PLLA，制备的样品编号为E(记为E膜)；采用实施例4相同的工艺方法制膜，将PLLA与胶原蛋白混合材料替换为单纯的PLLA，制备的样品编号为F(记为F膜)。
将实施例1-10所得的复合纤维膜和D、E、F纤维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所得的复合纤维膜和C、D、E纤维膜片分别裁剪成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)测试长条状片材与兔皮相对运动时的最大拉力。
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所得的复合纤维膜和D、E、F纤维膜片分别裁剪成4cm*6cm大小材料贴伏于渗血创面，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) D膜 NA* NA E膜 NA NA F膜 NA NA 实施例1复合纤维膜 1.021 1.11 实施例2复合纤维膜 1.061 1.72 实施例3复合纤维膜 1.055 1.64 实施例4复合纤维膜 1.041 1.21 实施例5复合纤维膜 1.042 1.32 实施例6复合纤维膜 1.049 1.47 实施例7复合纤维膜 1.052 1.55 实施例8复合纤维膜 1.065 1.84 实施例9复合纤维膜 1.069 1.92 实施例10复合纤维膜 1.073 2.01
*NA表示力太小，无法检测
对比例2
将PCL按照8％浓度溶于六氟异丙醇中形成溶液，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℃，结束后将膜从接收器上取下，然后将材料除去残留溶剂，浸泡于2质量％明胶水溶液中5min，水无法浸润到膜材内部，取出后直接冷冻干燥制备得到组织修复支架(记为支架G)。
对比例3
将胶原蛋白按照8％浓度溶于六氟异丙醇中形成溶液，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℃，结束后将膜从接收器上取下，然后将材料除去残留溶剂，浸泡于3质量％明胶水溶液中15min，取出后直接冷冻干燥制备得到组织修复支架(记为支架H)。
表2不同材料支架的性能对比
*NA表示力太小，无法检测
测试方法
物理作用力：将支架材料裁剪成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，将两个长条状两端交错叠加轻压成10mm*70mm的长条状，然后用拉力测试机测试使叠加后长条和兔皮发生相对运动时的最大拉力。
生物黏合力：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大小材料贴伏于渗血创面，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黏合力。
涨破强力：取兔皮裁剪成直径为3cm的圆形，然后在中间裁剪出直径为1cm的孔洞；取本发明所述组织修复支架裁剪成直径为3cm的圆片，浸润后贴伏于兔皮表面，保证组织修复支架完全覆盖孔洞表面；然后将贴伏了支架的兔皮密封在装有压力传感器的容器口部，保证容器密封性，然后向容器中均匀鼓气，记录所述组织修复支架被顶开的压力传感器数值即为涨破强力。
<动物实验>
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D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伏方式，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伏情况见图7。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，将材料采用直接贴伏方式修补犬顶部的缺损，实施例1材料与组织形成良好的贴伏(见图6)，与一般的材料的植入后贴伏状态(见图7)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8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9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中制得的复合纤维膜和对比例1中制得F膜裁剪成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的复合纤维膜制得的人工皮肤，贴敷于创面、按压2分钟，膜片贴伏于创面。对照组在创伤部位贴上由F膜制得的人工皮肤，材料不能贴伏于创面，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，边际与创面不贴伏；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：实验组的贴伏能力、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的复合纤维膜制得的人工皮肤材料对创面的贴伏能力强于对照组和空白组，更能有效促进皮肤结构再生。
实验例4(动物实验)
将实施例11中制得的支架B和对比例2的支架G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支架B制得的人工皮肤，贴敷于创面、按压2分钟，膜片贴伏于创面。对照组在创伤部位贴上由支架G制得的人工皮肤，材料不能贴伏于创面，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，边际与创面不贴伏，且存在翘起脱落的现象；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：实验组的贴伏能力、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11的支架B制得的人工皮肤材料对创面具有对照组和空白组所没有的贴伏性能，更能有效促进皮肤结构再生。
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，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。因此，本发明的保护范围应以所述权利要求的保护范围为准。
实用性
根据本发明实施例所提供的组织修复支架可应用于医学器件领域，尤其适用于脑膜修补、脊膜修补、组织工程支架材料、人造皮肤、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。