本发明涉及可生物降解和/或可生物吸收纤维制品及其在医学领域的应 用，具体而言，本发明针对应用于医学领域的制品及其使用方法，所指的纤 维制品实例之一是聚合物膜。

用电纺技术制备的聚合物膜是一类应用广泛的生物膜，可用于酶和催化 剂固定的基质、伤口包扎材料、人造血管以及气溶胶过滤器和防弹衣。

电纺是利用静电场和导电流体之间相互作用而使导电流体雾化成纤的过 程。外加静电场作用于导电流体(如聚合物亚浓溶液或聚合物融体)，当导电 流体液滴的表面张力与静电场作用力达到平衡时，导电流体形成圆锥状的悬 浮液滴。当静电场作用力超过液体的表面张力时，导电流体就会发生静电雾 化，此时液滴变得不稳定，细小的液流会从液滴表面射出。当它在静电作用 到达底靶时，形成由细小纤维互相粘连的网状片膜，因此这种片膜具有很大 的比表面积和很小的孔径。然而，至今为止还没有实用的工艺用来生产可用 于医学领域的这种片膜，这是因为细小纤维(如纳米纤维)生产工艺的总效 率很低，大规模工艺难以保证片(膜)性能的稳定性。

美国专利4323525涉及一种成纤材料的液体通过电纺生产管状制品的生 产工艺。该工艺在成纤条件下，通过喷嘴将成纤材料的液体引入电场中，随 之被收集到带电的收集器上；带电管状收集器轴向旋转，纤维附着其上即形 成纤维的管状制品，该专利还介绍了几种可提高纤维产率的喷嘴。然而，除 了控制带电程度和管状收集器的转速外，没有其它控制管状制品物理特性的 建议和指导。除此以外，专利4323525的纺丝工艺可制备出径向均匀的纤维 的管状制品。

美国专利4689186涉及聚氨酯成纤液体通过电纺生产聚氨酯管状制品的 生产工艺。该专利介绍辅助电极放在收集器周围，有助于纤维的收集，辅助 电极可促使已形成的纤维分离或防止它们的粘结，此处也没有任何独立控制 液流形成、液流加速和纤维收集的指导和建议。专利4689186的纺丝工艺也 可以制备出径向均匀的纤维的管状制品。

本发明还涉及在复原损伤部位及其临近周围组织间防止术后粘连的制品 和方法。

组织粘连是手术的自然和不可避免的后果。受伤、手术切割、摩损或其 他对腹膜与胸膜的手术损伤、腹部切口皆会导致血清分泌物的流出，并在伤 口表面聚集、凝结，进而在临近的表面间产生纤维蛋白带，成纤细胞的增殖 使得纤维蛋白带能变得有组织而成为胶状物。粘连也会在骨折部位发生，导 致骨折表面和周围组织的粘连。

粘连会导致严重的并发症。例如，肠切除、疝气修复等肠手术形成的可 能导致肠梗阻；在骨折部位附近形成的粘连会限制相邻骨间肌腱的自然运动， 进而减缓或阻碍修复区的正常运动。粘连也可能会在神经附近形成，由此中 断神经的传输并导致感觉或运动功能的降低。粘连也会导致女性不孕、慢性 疲劳疼痛和下一步手术的困难。一般而言，病人将不得不为了恢复机体功能 而承受额外的手术以去除粘连。

人们尝试使用各种各样的方法和物品来防止手术后的粘连，也找到了一 些特定的药物和表面活性剂。例如，美国专利4911926用聚氧烯烃嵌段共聚 物的水性和非水性复合物作用于受伤部位来防止粘连，受伤部位包括腹腔， 胸腔或手术中收到损伤的其它器官。

其它一些手术辅助药物已被用于减少或防止手术后的粘连，这些药物包 括降低血管通透性的抗发炎药物(如皮质甾类)、减少成纤维细胞增殖的抗组 胺药、抗凝血剂(如肝素)、减少感染发生率的抗生素(如强力霉素或metokin)。 然而，应用于手术部位的药物和复合物在防粘连方面只取得有限的成功。

另一种防止粘连的途径是在手术受伤部位使用物理阻隔物，即把机械阻 隔物放在已受伤的、正在治愈的浆膜表面间直至伤口全部愈合，由此防止组 织粘连并断绝后遗症，如小肠梗阻。

作为阻隔层防组织粘连的生物可吸收材料通常为纤维素材料的制品，然 而商用纤维素制品在使用时存在某些不足，例如防粘连性能不好，而且某些 制品在手术过程中使用不方便或使用后留下疤痕。

美国专利4674488提出在骨折断处与周围组织的界面植入一种软生物组 织的阻隔层，如胶原质、胶原质-织物膜、胶原质隔膜、再生胶原质或 DacronTM和网膜。美国专利4603695提出使用一种注塑高分子材料来防止活 体组织发生粘连，这类高分子材料由可生物降解和可吸收的高分子如聚酯、 胶原质、氨基酸类高分子和甲壳质组成，可以放置在可能发生粘连的部位。 虽然可生物降解材料如胶原质通常具有“生物相容性”，但当以某些方式植入 后会留下疤痕，而且也很难精确控制这类材料的降解。

其它材料如有机硅弹性体、明胶膜和经氧化再生的纤维素(简称ORC) 的织物也已经用作物理阻隔层来防止粘连。某些专利提出可将肝磷酯、类肝 素或己糖醛酸己糖胺加入到ORC织物或其它类型材质(如透明质酸、交联 或未交联的胶原质网状织物、合成吸收高分子、明胶膜、可生物吸收的凝胶 膜、经氧化的纤维素织物)制成的织膜基体中，这些织膜可与组织器官能很 好粘结、密贴，并可以在30天内被完全吸收，详情参见美国专利4840626、 欧洲专利出版物0262890或0376969。然而如前所述，其中很多材料的降解 速率很难准确控制，而且很多材料使用后会留下伤疤组织。

物理阻隔层还可用来对受伤部位进行覆盖和保护。专利PCT/US91/08972 提出一种手术用制品，它在层状可生物吸收的纤维基体中嵌入片状的可生物 吸收的细胞阻挡层。美国专利5092884和欧洲专利出版物0334046提出一种 手术用复合材料，它包含对修复手术损伤有用的可吸收和非吸收的组分，如 防止在感染区域形成小肠疝。不可吸收的组分对材料起到增强作用，而通过 控制可吸收组分的降解能促进组织的生长。美国专利5035893提出一种由生 物高分子材料片层和聚氨酯薄膜组成的伤口包扎复合材料，在聚氨酯薄膜和 生物高分子材料间可加入抗菌药物，形成一个具有三层结构的伤口包扎材料。 随着伤口的愈合，生物高分子材料可以被活体组织吸收，而聚氨酯薄膜能够 从高分子片层剥离出而不会损害伤口表面。同样，多种生物高分子材料会导 致伤口形成疤痕。

因此提高工业化生产的薄膜和其它纤维制品的性能、改进降低术后粘连 形成及其在医学其它方面应用的方法、避免上述缺陷是非常必要的。

                         发明概述

根据本发明制备出的可生物降解和/或可生物吸收制品(如薄膜)在使用 过程中不存在上述缺陷，在医学领域应用时其性能有了提高，使用起来也更 加方便。

首先，本发明中提出的可生物降解和/或可生物吸收的纤维制品是通过将 可生物降解和/或可生物吸收的成纤材料进行电纺制成的，这种制品是不同可 生物降解和/或可生物吸收纤维组成的复合物。

本发明中提出的可生物降解和/或可生物吸收的纤维制品是通过将可生 物降解和/或可生物吸收的成纤材料进行电纺制成的，这种制品也可以是不同 可生物降解和/或可生物吸收纤维制成的非对称复合物。

不同纤维可以是不同直径的纤维，也可以是不同种的可生物降解和/或可 生物吸收材料制成的纤维，或者直径和材料都不相同的纤维。

通常这种制品中亚微米级纤维的质量百分含量至少为20％，最好在50％。

可生物降解和/或可生物吸收的成纤材料通常是一种可生物降解和/或可 生物吸收高分子，这种可生物降解和/或可生物吸收高分子含有如下的单体单 元：乙交酯、丙交酯、二噁烷酮、己内酰胺、三亚甲基碳酸酯、乙二醇和赖 氨酸。

可生物降解和/或可生物吸收高分子的实例之一为可生物降解和/或可生 物吸收脂肪族聚酯，更为具体则为聚乙交酯或聚(乙交酯-共-丙交酯)。

此外，由生物组织派生出的材料如胶原质、明胶、多肽、蛋白质、透明 质酸及其衍生物或合成生物高分子也能够作为可生物降解和/或可生物吸收 的成纤材料。

不同的可生物降解和/或可生物吸收材料的纤维为不同化学组分的纤维， 如不同种类的高分子材料、相同种类但分子量不同的高分子材料、高分子的 不同共混物、含不同种类或不同浓度添加剂的材料。

这种纤维制品含有不同类型的纤维，即不同直径和(或)不同材质的纤 维，纤维的直径在几个纳米到约一微米之间，一般为10～1000纳米，更多地 在20～500纳米之间。不同直径的纤维包括直径低于和高于300纳米的纤维。

这种纤维制品会含有小的块状可生物降解和/或可生物吸收材料，其尺寸 在20～500纳米之间，更多地在200～1500纳米之间。

这种纤维制品含有至少一种药物。药物包埋在可生物降解和/或可生物吸 收材料之中，可以在纤维内也可以在小的块状材料内(如果制品中有小的块 状材料)，其中药物的浓度或种类有所不同。

这种纤维制品可能具有多层结构，其中至少一层是不同可生物降解和/ 或可生物吸收纤维构成的复合物(或非对称复合物)，此时该纤维制品在至少 两层间包埋一种以上的药物。

这种纤维制品是一种薄膜。

本发明所指薄膜的厚度通常为10～5000微米，更多地在20～1000微米 之间。

本发明所指的纤维制品是不同材料经电纺制成的，该制品是至少一种可 生物降解材料的纤维和至少一种不可生物降解材料的纤维组成的复合物，通 常含有亚微米级的纤维。这种复合材物也可以是一种非对称复合物。

其次，本发明还提出了一种能够防止粘连的阻隔层，它含有一层可生物 降解和/或可生物吸收的薄膜，这种薄膜中含有：

不同可生物降解和/或可生物吸收纤维组成的复合物；

或由不同可生物降解和/或可生物吸收纤维组成的非对称复合物。

防止粘连的阻隔层通常含有上述薄膜。

第三，本发明提出了一种防止粘连的方法，它涉及在手术部位与邻近组 织间的放置防粘连地阻隔层，阻隔层包含一种可生物降解和/或可生物吸收的 薄膜，这种薄膜，

含有一种不同可生物降解和/或可生物吸收纤维组成的复合物(或非对称 复合物)；

具有多层的结构，其中至少两层可生物降解和/或可生物吸收纤维不相 同；

含有亚微米级的可生物降解和/或可生物吸收纤维，其中至少含有一种药 物。

本方法与前述阻隔层的使用有关。

第四，本发明提出了一种用于药物控制释放的体系，该体系包括待释放 药物和携带并能控制药物释放速率的可生物降解和/或可生物吸收的纤维制 品，纤维制品含有不同可生物降解和/或可生物吸收纤维构成的复合物或不同 可生物降解和/或可生物吸收纤维构成的非对称复合物。

通常该体系包括前述的纤维制品和可生物降解和/或可生物吸收材料。

第五，本发明提出一种在动物体目标部位植入药物并达到可控释放的方 法及其体系，药物控制释放体系包括被释放的药物和可生物降解和/或可生物 吸收的纤维制品。药物物理吸附于纤维制品上，从而实现药物的可控释放。 这些纤维制品是不同可生物降解和/或可生物吸收纤维的复合物或者不同可 生物降解和/或可生物吸收纤维的不对称复合物。

通常这种方法涉及到上述体系的使用。

本发明介绍了可生物降解和/或可生物吸收的纤维制品(如膜)，它提高 了药物使用性能和药物应用的可操作性，包括防粘连性能的提高；本发明也 介绍了由尺寸可控、形貌可控和生物降解可控的、并能用于药物控制释放的 纤维构成的纤维制品。

本发明的部分其它目的、优点和新特点将在随后的描述和例子中给出说 明，其它部分对于那些熟知下述过程的专业人员则是显而易见的，或者能够 通过使用这项发明而被认识到。这项发明的目的和优点有可能通过表征手段 及其组合来了解并获得，尤其是在附录中所给出的表征手段。

                         附图说明

图1电纺装置的示意图。

图2多喷头电纺装置的喷头排列示意图。

图3(a)多喷头电纺装置的喷头侧视图。

图3(b)是图3(a)所示的沿IV-IV线切割的喷丝头系统剖视图。

图3(c)是图3中多喷丝头系统的仰视图。

图4用含1wt％KH2PO4溶液电纺的PLA-co-PGA薄膜的SEM照片。

图5用不含盐溶液电纺的PLA-co-PGA薄膜的SEM照片。

图6实例1中薄膜的SEM照片。

图7实例4中薄膜的SEM照片。

图8实例4中药物释放测试结果曲线。

图9实例5中PLA薄膜的SEM照片。

图10实例6中生物降解测试结果曲线。

图11实例7中PLA薄膜SEM照片。

图12实例7中PLA薄膜经过一星期降解后的SEM照片。

图13实例8中实验结果曲线。

图14实例8中张力计读数结果曲线。

图15实例9中抗菌测试结果曲线。

图16实例10中电纺膜的SEM照片。

图17实例10中部分生物降解薄膜的SEM照片。

                         发明内容

本发明涉及可生物降解和/或可生物吸收纤维制品及其在医学领域的应 用方法，包括防止愈合伤口与周围组织之间术后的粘连形成以及药物的可控 释放。

本发明涉及可生物降解和/或可生物吸收的成纤材料的电纺纤维制成的 可生物降解和/或可生物吸收纤维制品，这种纤维制品含有不同可生物降解和 /或可生物吸收纤维的复合物。

该纤维制品会含有不同种可生物降解和/或可生物吸收纤维的不对称复 合物；

该纤维制品也可能含有至少一种不可生物降解/不可生物吸收材料。

“可生物降解”是指材料在植入动物(例如哺乳动物)体内后能够分解 (通常是逐渐的分解)。

“可生物吸收”是指材料植入动物(例如哺乳动物)体后能够被吸收或 再吸收，以至于最终在植入点无法检测它的存在。

“可生物降解和/或可生物吸收的成纤材料”是指任何生物相容、可生物 降解和/或可生物吸收并能够制成纤维的材料(下文有详细描述)，这种材料 可以制成适于植入动物体内的纤维制品，并且可以被动物体生物降解和生物 吸收。

可生物降解和/或可生物吸收的成纤材料更确切地说是一种可生物降解 和/或可生物吸收的高分子，在Bezwada Rao S等人编著的《生物可降解聚合 物手册》(HandBook of Biodegradable Polymer，A.J.Domb，J.Kost和D.M. Wiseman编著，Hardwood Academic出版社，The Netherland，29-61页)的“聚 二氧六环及其共聚物”一节中能找到适当的例子，此处的内容请参阅参考文 献。

可生物降解和/或可生物吸收高分子通常包含下述单体：乙交酯、丙交酯、 二噁烷酮、己内酯、1，3-丙二醇碳酸酯、乙二醇和赖氨酸，“包含单体”是指 高分子由特定单体生成或含有特定单体单元。高分子可以是均聚物、无规或 嵌段共聚物，或者是这些单体任意组合的杂聚物，材料可以是含有这些单体 的无规共聚物、嵌段共聚物和均聚物、共聚物和/或杂聚物的共混物。

一个可生物降解和/或可生物吸收高分子实例为可生物降解和可生物吸 收的线形脂肪族聚酯，如聚乙交酯(PGA)和它的无规共聚物——乙交酯丙 交酯共聚物(PGA-co-PLA)。美国联邦食品与药物管理局(简称FDA)已经 允许在外科手术上使用这些聚合物，如作为医用缝合线。这些可吸收的合成 材料的优点在于它们的降解是通过水环境(例如体液)中主链酯基的简单水 解而完成的，降解产物最终可以分解为二氧化碳和水或被肾排出体外。这些 聚合物与纤维素基的材料完全不同，纤维素基材料不能被人体吸收。

这些材料也是非常有效的药物载体，因为它们是高效、负载药物的聚合 物基质，并满足药物释放的几个条件，包括生物相容性和可生物降解性。因 为均聚物及其共聚物的组成与物理性能之间不存在线性关系，所以这些材料 的降解速率和负载药物的释放速率可以大致由改变分子结构来控制。但是， 通过控制纤维的直径(达到纳米尺度)和纤维的堆积形貌(随后将详细叙述)， 降解速率和药物释放速率也可以精细地调控。例如，Dunne等人研究了工艺 过程、粒子特性和介质温度对PGA-co-PLA球形粒子降解的影响，发现在降 解速率和粒子大小之间存在线性关系，较大的粒子降解较快。

其它合适的生物相容高分子包括聚甲基丙烯酸羟烷基酯(甲基丙烯酸酯 乙酯)、聚乙烯基吡咯烷酮和聚丙烯酰胺等聚合物的水凝胶，其它可生物吸收 材料为生物大分子，包括骨胶、明胶、藻酸、甲壳素、脱乙酰壳多糖、血纤 维蛋白、透明质酸、葡聚糖、聚氨基酸、聚赖氨酸及其它们的共聚物。上述 物质的任何组合，包括它们的共聚物和共混物都可以在本专利使用，这些可 生物吸收材料能够通过已知方法制备。

特别有用的可生物降解和/或可生物吸收高分子包括聚丙交酯、聚乙交 酯、聚己内酯、聚二噁烷酮及其无规和嵌段共聚物，具体的高分子为聚-D，L- 丙交酯、丙交酯乙交酯共聚物(85∶15)和丙交酯乙交酯共聚物(75∶25)。

用于本发明纤维制品的可生物降解和/或可生物吸收高分子，其分子量在 1000到8,000,000g/mole范围内适宜，在4000到250,000g/mole之间更好。

“不同可生物降解和/或可生物吸收纤维的复合物”是指任何不同的纤维 的复合物，这些纤维彼此交错形成纤维状的基质，可以制成膜或其它三维可 剪裁的形状，比如管、棒、塞。

“不同可生物降解/可生物吸收纤维的不对称复合物”指的是由不同可生 物降解/可生物吸收纤维形成的复合物，至少具有如下特征之一：非均匀空隙 率、不同堆积形貌、不同纤维的相对含量或者不同纤维的相对含量在复合物 中是渐变的。例如，不同可生物降解/可生物吸收的不对称复合物制成的薄膜， 其空隙率、形貌或纤维相对含量的变化沿薄膜表面的水平或垂直方向发生改 变，因此对于这种不同可生物降解/可生物吸收纤维的不对称复合物而言，其 直径为亚微米的纤维会全部富集在薄膜的某一侧面，而另一侧面的含量为零， 并且该亚微米纤维的含量沿着薄膜厚度方向逐渐降低。

“不同可生物降解/可生物吸收的纤维”指的是不同直径的纤维和不同可 生物降解/可生物吸收材料的纤维，或者同时含有不同可生物降解/可生物吸 收材料和不同直径的纤维。

“不同直径纤维”指的是纤维的直径不同。

“不同可生物降解/可生物吸收纤维”指的是具有不同化学组成的纤维， 例如不同种的聚合物材料、具有不同分子量的同种聚合物材料或者添加剂(如 药物制剂)的种类和含量不同。

具体来说，纤维制品包含不同的纤维，其直径的变化范围从几纳米～1000 纳米，较佳的分布范围为10纳米～1000纳米，最佳的分布范围是20纳米～ 500纳米。

纤维制品含有不同直径的纤维，并且亚微米直径纤维的含量是可以控制 的。纤维制品通常含有10wt％亚微米直径的纤维，含20wt％亚微米直径的 纤维较为理想，亚微米直径纤维的最佳含量为50wt％。

一般说来，纤维制品包括至少一种药物制剂，此时一种或几种药物制剂 包埋于纤维制品中，较为理想的情况是在成纤之前混合药物制剂和生物吸收 材料(如聚合物)。

药物试剂需要将其溶解在某种溶剂中，而这种溶剂可能与电纺过程中使 用的溶剂不相容，嵌段共聚物具有表面活性剂的作用，能够解决这一问题。 形成胶束壳层的嵌段共聚物中的一个嵌段与形成纳米纤维的纤维材料相容， 而化学组成不同的另一嵌段可与药物制剂有较好的相容性。例如，聚(乳酸- 氧化乙烯)嵌段共聚物可形成与聚乳酸溶液相容的胶束，而亲水性强的聚氧 乙烯内核可以负载较多亲水性的药物试剂。胶束的性质以及负载药物的能力 由嵌段的化学组成、分子结构、嵌段长度以及嵌段长度比决定的，与纤维材 料相容的胶束可以在加工过程中与纳米纤维复合，此外胶束的性质还可以控 制药物的释放速度，例如玻璃态的胶束内核会降低药物的释放速度。

“药物试剂”指的是在医学上可以临床使用的一种物质或多种物质的混 合物，它包括药物、酶、蛋白质、肽、糖蛋白、激素或诊断试剂，例如可释 放的染料或示踪剂，虽然这种染料或示踪剂没有生物活性，但对临床诊断很 有用，例如磁共振成像(MRI)。

根据本发明而使用的典型药物试剂包括抗菌药、镇痛药、解热药、麻醉 药、抗癫痫药、抗组胺剂、抗炎药、心血管药、诊断试剂、类交感神经药物、 类胆碱药物、抗腐鱼毒药、抗痉挛药、激素、增长素、肌肉缓释剂、肾上腺 神经阻塞剂、抗肿瘤药、免疫抑止剂、肠胃药物、利尿剂、甾醇和酶，根据 本发明而使用的复合药物也包括在内。

根据本发明业已而实现药物试剂针对病灶给药。在某些情况下，如局部 肿瘤的化疗，针对病灶给药要比一般性给药效果好，此时药物对远处组织或 器官所产生的副作用很小，并且能够对病灶进行高效治疗。根据本发明制备 的薄膜可以使增长素、抗炎药、免疫抑止剂和/或抗菌药定向作用，因而它是 一种理想的加快伤口或刀口愈合的药物释放体系；根据本发明得到的制品可 用于麻醉剂的针对病灶给药，是一种理想的制痛药物释放体系。

上述纤维制品可以是一种薄膜形式的制品。尽管为与本发明叙述保持一 致，下面要讨论的是薄膜，但是这些讨论也适用于其它三维制品，包括管、 棒、塞和块等。

从某个方面来说，本发明涉及降解速率可控的可生物降解/可生物吸收薄 膜，化学组成(如特定聚合物或聚合物的共混物)、纤维直径、薄膜形态、分 子量分布以及薄膜空隙率等皆可用来控制薄膜的降解和/或吸收速率，进而实 现药物试剂释放速率的可控性，因此在纤维内含有药物试剂的薄膜非常适合 用作药物的可控给药载体。

薄膜也是含有不同药物试剂或不同的药物试剂的纤维复合体，根据药物 试剂的特性和释放曲线就可以设计独特的治疗方案。

比如含有可生物降解/可生物吸收的无纺片层复合薄膜，如上所述片层有 相同或不同的化学组分、纤维直径、薄膜形态以及空隙率，多层复合的薄膜 为精确控制降解和药物释放提供了新的思路。为此，药物试剂可以包埋于多 层薄膜之间，而不是直接将药物试剂添加到纤维本身中。例如，薄膜可以负 载在不可吸收的增强层(如Marlox网)上。

本发明涉及的纤维制品是由不同材料的不同电纺纤维制成，这种纤维制 品含有不同纤维组成的复合物，而这种纤维至少含有一种可生物降解材料和 至少一种不可生物降解的材料。

除了做药物释放的载体外，本发明的薄膜尤其适合用作防粘连阻隔材料。

本发明所涉及的薄膜作为不同组织之间或者组织与骨骼之间的阻隔物， 从而达到防止它们互相粘合的目的，包括且不仅局限于以下情况：女性体内 生殖器官(例如子宫、输卵管、卵巢)间阻隔物；女性体内生殖器官与腹膜 间的阻隔物；用作腹腔镜检查的阻隔物；牙周组织间的阻隔物；软骨间或软 骨与骨骼间的阻隔物；消化器官间的阻隔物；脊髓阻隔物；消化器官与腹膜 间的阻隔物；心外膜与其周围组织(如心包膜、隔脂肪、胸膜以及胸骨间) 阻隔物；腱与腱鞘(如腕关节和踝的腱和腱鞘)间的阻隔物；骨裂包缚物； 肌肉组织与骨骼间的阻隔物；食道与胸骨间的阻隔物；胆泡与腹膜间的阻隔 物；以及阴囊手术的阻隔物。

本发明涉及的薄膜可以用于组织的导向再生。例如，这种薄膜可以用于 覆盖体内穿孔(如血管、体内器官、鼻隔膜和耳膜的穿孔)，还可以用于重建 腹腔壁，或者用于易出现或已经出现疤痕的部位(如腹股沟疝气)。此时，薄 膜如同补丁一样覆盖穿孔直至痊愈，同时共聚物被吸收。可以认为，这种薄 膜也可以用作烧伤的覆盖物，起着补丁的作用直至烧伤痊愈。

本发明所涉及的薄膜可用作溃疡的初步处理，设计一种多孔渗水薄膜用 以刺激纤维组织的繁殖，用它处理溃疡面，创伤面易于再生皮肤。

本发明所涉及的薄膜也可用于间接治疗，它可以在愈合过程中保护神经 神经、器官和粘膜，以免在其上形成纤维组织。

这种薄膜可以用于防止手术或创伤后体内凝血的形成。

这种薄膜也可以用于覆盖裸露的皮膜表面或易损部位，例如，损坏了的 中耳粘膜或其它粘膜表面、薄的动脉壁或外科手术的裸露区域，例如骨盆的 外科手术裸露区域。

这种薄膜可用于阻止纤维原细胞的生长，或者用作连接或修复被切断的 神经末梢以及修复发炎神经的神经结合材料。

本发明所涉及的膜可成型或构造成不同的形状，包括平板状、管状、棒 状、或者是其它适用于某些特殊场合的三维制品，但是其形状还不仅仅限于 这些。

本发明所涉及的用于手术防粘连膜，通常被做成所需大小与外形的片膜。 实际应用中，外科医生能方便地从这种片膜中切出他所需要的形状，由于膜 的柔韧性使得医生能很好地将它置于受伤部位的周围。膜还能做成带状而包 在器官的周围，比如包在肠上来防止粘连。本发明的抗粘连膜，常制成带状 并通过绑缚或其他方法固定在受伤部位。可以预料防粘连膜能被手术缝合线 固定于受伤部位上，膜的柔韧性能使得它随着身体的常规运动相应弯曲或伸 长，而不会使身体受过多限制。

因此，本发明也涉及一种防止手术后粘连的方法。这种方法包括在需要 进行手术的部位与其相邻组织之间放置一个防粘连隔膜，它包含一种可生物 降解与可吸收的膜片，优选如上述的可生物降解与/或可生物吸收的膜片。这 种膜片可以是多层结构，最少含有互不相同的两层可生物降解与/或可生物吸 收纤维，或者含有亚微米级的可生物降解与/或可生物吸收的纤维，这些纤维 中应至少含有一种医药成分，最好为抗生素。

此处所描述的防粘连膜的实施方案已在实际中得到很好的应用，譬如用 于内窥镜。内窥镜手术过程中，用套管或者导管伸到身体内进行手术，这样 创口面很小，同时手术部位接触的外来入侵物也最少。在腹腔镜手术过程中， 手术通过一根导入的细小导管在腹内进行。通过导入管子的内窥镜经常被用 作观察仪器，能使医生了解到病人身体内部的情况。

某些内窥镜与腹腔镜手术过程要求用吹入治疗法，此时插入身体里的仪 器应该是完全密封的，以确保气体不能通过身体的创口进出，此外内窥镜与 腹腔镜手术过程常常要求医生对远离创口的器官、组织与/或血管进行手术， 因此合适的仪器通常又长又窄，并且是在仪器近端进行功能控制的。

依照本发明，任何含有防粘连膜的装置都可以通过一根导管导入体内并 放置在指定部位。一旦隔膜被放置到指定部位，通过仪器就可以随意地被缝 合、钉或以其他方式固定在目标部位的表面。

因此，从另一方面本发明给出了一种防止手术粘连的方法，它包括在需 要手术部位与邻近组织之间植入一个能防粘连膜，更多详细的应用已在上面 讨论过。

可生物降解与/或可生物吸收聚合物的纳米纤维构造技术：可生物降解与/或 可生物吸收纤维的电纺成膜

本发明所涉及的膜基本上是利用多喷头电纺系统通过电纺制备的。多喷 头系统有一排喷丝头，里面装有含可生物降解与/或可生物吸收的成纤材料的 导电流体，并且不同的喷头能够进行独立控制，因此不同的多喷头电纺系统 能制备出不同的纤维制品，正如上面描述的那样。

而且，采用本发明所述的方法能够高效地制备出亚微米级的纤维，例如 从直径为700微米的单孔中喷出40％的聚合物溶液，最终形成直径为250纳 米的维纤，其拉伸比率为7.84×106。如果每个喷头喷出物(导电流体)的流 出速率达到约10微升/分钟，喷头的成丝速率最终将达到136米/秒左右。因 此参照本发明，使用数量足够多的这类喷头，就可以进行商业化生产。

所用导电流体最好为上述聚合物的溶液。用来成膜的聚合物事先溶解在 溶剂里，所用溶剂可以是任何一种能溶解聚合物并能进行电纺的液体，最好 从N，N-二甲基甲酰胺、四氢呋喃、N，N-二甲基乙酰胺、二氯甲烷、二口恶烷、 乙醇和氯仿中选择，或者是它们的混合物。

导电流体还含有能产生多余电荷、促进电纺的盐类，合适的盐类包括氯 化钠、磷酸二氢钾、磷酸氢二钾、碘酸钾、氯化钾、硫酸镁、氯化镁、碳酸 氢纳和氯化钙，或者是这些盐类的混合物。

组成导电流体的聚合物溶液一般含有1wt％～80wt％的聚合物，更佳的 范围是10wt％～60wt％；导电液体的粘度一般在50～2000毫泊，较佳的选 择为200～700毫泊。

电纺过程中所使用的电压优选选择为5～100千伏，更优选的是在10～ 50千伏之间。导电液体流经喷头(或者电极)时的速率一般选在0.1～1000 微升/分钟，更优选的是在1～250微升/分钟之间。

根据本发明制备膜的装置如图1所示，它是一个多喷头电纺系统，一些 不妨碍理解这项发明的装置如热交换器、泵和压缩机等在图中没有标出。

如图1所示，含有可生物降解聚合物的导电流体从一个微量泵1中输出。 导电流体最好含有可生物降解的聚合物、溶剂和盐，如含有25wt％聚乳酸与 1wt％磷酸二氢钠的二甲基甲酰胺溶液，一种或多种的医药成分可以根据需 要加入到导电流体中。计算机2与泵1相连，通过控制泵压与流量来对流经 指定喷头的导电流体的流速进行控制。流动速率的改变依赖于支持膜3的速 率以及膜的物理性质，如厚度、纤维直径、孔的尺寸和膜的密度等。

泵1将导电流体泵入到含有集管5的多喷头电纺系统4中，集管5有很 多喷头6，通过能产生高压的电源7给喷丝头施加大约20到50千伏的电压。 在多喷头电纺系统4上加一个罩，用来调节溶剂的挥发速率。

在多喷头电纺系统4的下面放置一块金属平板9，这样喷丝头6与金属 平板9之间形成电场，导致导电流体从喷头以细小的喷流地喷在金属片9上， 从而形成亚微米级的细丝或纤维。

可移动的架子3放置在喷头6与金属平板9之间用来收集从喷头出来的、 可形成相互粘结的纤维网络，架子3沿展开滚筒10到重绕滚筒11的方向移 动。

微量控制泵系统与地绝缘，并使用独立的变压器12为它提供电源。

纺丝的后工序13包括干燥、退火、膜的转移(如从一个不锈钢网孔的底 物转移到另一底物上，如Malox网膜)与后续的调整。

对多喷头电纺系统的喷头进行必要的排列设计，可以确保制备出厚度均 一的膜制品；罩、加热箱和样品处理池也可以控制溶剂的挥发速率，以保证 制品的机械性能；膜的厚度在数十到数百微米范围内都能得到精确的控制。 对电纺过程及装置的改进，更加详细的描述可以参见当天一起提交的一项共 同所有的未决专利，专利号为No.WO 2002092888，名称是“电纺聚合物纤 维与膜的制备装置和方法”，结合本发明将可以为所有目的不同的纺丝提供参 考。

导电流体电学/机械性质的变化

导电流体的电学与机械性质会影响电纺膜最终的性能。高分子溶液的电 导率随着有机/无机离子化合物的加入而发生显著的变化，流体的磁流体力学 性质取决于其物理和机械性质(如表面张力、粘度和粘弹性)和电学性质(如 电荷密度和极化率)的共同作用，例如将表面活性剂加入到聚合物溶液中将 使流体的表面张力减小，因此在很多场合下静电场能够影响喷流形状和喷流 流速。利用某种传送泵系统在恒定压力或恒定流速下控制被传送流体的流量， 从而实现对被传输流体的粘度影响的控制。

电极设计

在根据本发明的另一种制备膜的方法中，通过控制电纺过程喷射流体的 形成而实现纤维尺寸的良好控制。为此，除使用带电的喷头和平板外，使喷 头带正电以便聚合物溶液形成液滴，在平板电极中心开一个小孔以便喷射流 的形成，这个小孔是喷射流穿过电极板的通道。如果在带正电的喷头上的聚 合物液滴具有2～3mm的典型尺度，并且平板电极与喷头之间的距离大约为 10mm，则可以形成一合理的静电位。这两个电极之间的短距离意味着静电 压可能相当低，然而此时电场强度的大小足以满足电纺的需要。通过改变单 个喷头的电位，则可以控制和调节喷出物的形成。这样大大降低施加于喷丝 头上的电位，从通常的大约15kV降低到大约1.5～2kV，其大小与平板电位 有关。形成稳定喷丝流所必需的喷头电位依赖于特定导电流体的电学/机械性 能。

喷射流体加速和传输的控制

在根据本发明的另一种制备膜的方法中，单个喷头喷射流的移动也是精 确控制的。喷射流穿过平极电板出孔时带正电，尽管此流体在移动过程中倾 向于自己伸张，但是没有外加电场作用时，喷射流在移动过程中将很快变得 不稳定，即带电流体将会逸散，导致流体微观性能和宏观性能的控制降低。 该不稳定性可以避免，将一个精心设计的探针电极紧随放置在平板电极和一 组(等)间隔的平板电极之后，平板电极的放置(如探针电极板和平板电极 板)须使静电位沿(直)移动路径均匀分布。设置喷头的基电位高于参比电 位(地面电位)大约20～30kV从而获得加速电场，探针电极的静电位则略 低于平板电极的基电位，此复合电极能够把喷射流传输到目标区域。

喷射流体的操作

根据本发明的另一种制备膜的方法则使用“交替梯度”(AG)技术实现 单个喷射流的聚焦，即使用两对静电四极透镜达到聚焦的目的，与第一组透 镜有同样几何排列的第二组透镜带有一相反(交替)电场梯度。例如，带正 电喷射流经过第一组透镜之后聚焦在xz平面，随即在第二组透镜之后又被重 新聚焦在xz平面，z-方向指的是最初流动传输的方向。将一三角波施加到一 组四极透镜的电压上，喷射流会扫过目标区域，由此达到喷射流方向的控制。 此外，随“扫过”电位波形的变化，可以在靶标上形成预期的图形。

通过电纺设计图形

根据本发明的另一种制备膜的方法如图2所示，导电流体经过一组电纺 喷头20而被电纺。该组电纺喷头装配在一个电绝缘基座21上，每个喷头有 两对(X和Y方向)微型扫描电极22。喷头20和扫描电极22以导线相连， 这样任一聚合物溶液喷丝流随意停止或启动，而且能够被传输到尺寸确定的 目标区域。由于每一个喷头20能够通过电流独立关启，因此响应会相当快。 此外不同喷头20能够输出不同的溶液，例如不同喷头输出不同的聚合物、不 同种类或不同浓度的药物组成的溶液。总之，即可在制备出的膜上得到预先 设计的图案，此图案能够通过电脑精确控制，并且适用于特殊的医学场合。

多喷射狭缝口模的几何形状

根据本发明的另一制备薄膜的设备如图3(a)～3(c)所示，一个多喷 电纺系统30包含一组电纺喷头31，该组喷头31位于狭缝32中，构成狭缝 口模33，狭缝口模33连接于高压之上，并作为一电极放置在平板电极34之 上。图3(c)详细描述了每一个喷头31通过选定的窄狭缝35相连，这样每 一个喷头31通过狭缝35与相邻的喷头31相连，传输的流体将不会流过狭缝 35，但以较大压力被挤出流过每个喷头31。

采用狭缝口模方式与单丝头相比具有三个显而易见的优点：1)狭缝口模 由两个分离的部分组成，它们可用于控制喷头有效的打开尺度，即通过改变 两者的距离获得理想的喷头有效打开尺度；2)存在于较大开口之间的狭缝允 许流体流动，从而补偿喷丝头之间的压力差；3)狭缝的存在也能减少流体的 潜在阻塞。

用狭缝口模法能够获得具有多种构造的膜，例如可以用此狭缝口模设备 制备不同尺寸的纳米纤维。

通过加工参数控制降解率

如上所述，在电纺加工中膜的纤维直径和形态可以通过改变工艺参数而 得到控制。由于降解率反比于纤维直径，因此通过改变工艺参数就可以控制 膜的降解速率，还可以控制药物负载效率和药物释放速率。

例如改变电荷密度(通过添加盐)能显著地影响纤维直径。当向 PLA-co-PGA溶液中添加1wt％KH2PO4，纤维直径(如图4的SEM图)比 没有加盐时制备的纤维(如图5)直径小，因此可以认为高的带电密度通常 有利于获取细纤维，而低的带电密度有利于获取粗纤维。其它盐(如NaCl、 KH2PO4、KIO和K3PO4)与肌体在生物学上是相容的，也取得了预期的结果。

控制药物释放率及测试抗菌效果

当一种药物负载于膜的纤维中，药物的释放速率是纤维直径的函数，这 样就可以精确控制负载于膜中药物的释放。许多外科手术经常导致直肠和大 肠的粘连，并导致术后感染的发生。将药物抗生素负载于膜中并以预定时间 释放，可以降低脓肿和感染的发生。

                       具体实施方式

以下非限定的实例用于说明本发明的具体情况，包括根据本发明的膜制 备、分析和测试过程。

                         实例1

膜的制备如下：在室温下使PLG共聚物颗粒(特性粘度0.55～0.75， Birmingham Polymers Inc.，AL)溶解于N，N-二甲基甲酰胺溶剂中，得到30 wt％PLG共聚物/DMF溶液。将该溶液吸入到5ml配有20#针头的注射器中， 通过聚四氟乙烯试管(内径：0.76毫米)送到开有直径为0.75毫米出孔的电 极上。溶液由注射泵(HarVard Apparatus”44”系列，MA)泵出并控制，流 速为20μl/min。25kV的正高压(Glassman高压公司)施加到电极上，电极 到收集平板的距离为15cm，在此条件下可以形成细微电纺流，并可在30秒 内稳定。收集平板可动，并由步进电机控制，它以1mm/sec持续运动直至获 得膜厚均一、厚约100微米的膜。膜的SEM图像如图6所示。

                         实例2

根据本发明采用多喷头电纺系统制备的可生物降解和可生物吸收膜的过 程如下：于室温下使聚合物粉末缓慢溶解于DMF溶剂，得到8wt％聚丙烯腈 (Aldrich化学公司)/DMF溶液。在溶液完全混合均匀后，吸入到6个5ml 配有20#针头的注射器中，通过聚四氟乙烯试管(内径0.76毫米)送到6 个分别带有直径0.75毫米出孔的电极上。聚合物溶液由注射泵(HarVard Apparatus”44”系列，MA)泵出并控制，流速为25μl/min；在电极上施加26kV 的正高压(Glassman High Voltage Inc)以使6个喷头喷出稳定的电纺液流。 电极到收集平板的距离是15cm，电极尖端的间距约为2cm。通过改变适当参 数，如提高施加电压，电极(喷头)间距更小。收集平板可动，并由步进电 机控制，以1mm/sec持续移动直至获得厚度均一、厚约100微米的可生物吸 收和可降解的薄膜。

                         实例3

用下述方法制备适合电纺的聚合物溶液，该溶液中添加了一种抗菌素试 剂。从Birmingham Polymers公司购买的聚乳酸(PLA)样品(Birmingham AL， 产品号D98120，重均分子量1.09×105g/mol，分子量分布1.42)室温存放在 真空烘箱中。试剂颗粒溶解在二甲基甲酰胺(DFM，Fisher Scientific，Fair lawn，NJ)，配置成25wt％的溶液；抗菌素为MefoxinTM(Merck &Co公司 的产品，West Point，PA)，溶解在蒸馏水中，然后以适当的比例和PLA/DMF 溶液混合，使得混合液中PLA/抗菌素比例为9∶1。以此混合液进行电纺，可 以得到稳定的射流，如实例1所描述。

                         实例4

使用和实例1相似的方法制作第2种薄膜，不同之处在于抗菌素试剂是 在电纺之前加入到聚合物中的，而且改变了施加于电极上的电压。将0.6g 的抗菌素Mefoxin(Merck &Co公司)加入0.4g的水中，然后在轻微地搅拌 下，很慢(逐滴)地将抗菌素溶液加入到聚合物溶液中，直至PLG/抗菌素试 剂比例为19∶1。在电极上施加20KV的正电压(Glassman High Voltage公 司)，其它参数皆与实例1相同。含有该抗菌素试剂薄膜的SEM(电子扫描 显微镜)照片如图7所示。

试剂释放速率的测定方法如下：将薄膜放置在磷酸盐缓冲(PBS)溶液 中，然后用紫外吸收光谱(234nm)测量在缓冲溶液中试剂浓度随时间的变 化。试剂在PBS中的释放速率曲线如图8所示。

                         实例5

一种制备薄膜的方法如下：将PLA颗粒缓慢地溶解在DMF中，得到 35wt％的PLA聚合物/DMF溶液，然后用注射泵以20微升/分的流量将该溶 液注入到电极中。图9显示了用该方法制备的电纺PLA薄膜的典型电子扫描 显微镜照片(SEM)，纤维的平均直径是200nm。典型的薄膜密度大约是 0.25g/cm3，而纯PLA树脂的密度是1.3g/cm3。

                         实例6

为评估电纺薄膜的性能，进行了体外生物降解实验，这是一种医药工业 常用的方法，实施过程如下：将PGA薄膜浸泡于由磷酸钠、磷酸钾和蒸馏水 (pH 7.3)组成的缓冲溶液中，恒温于37℃，测定质量损失随时间的变化。 用PLA薄膜重复这个实验，实验结果如图10所示，图10表明PGA经过2 个星期发生明显的质量损失(50％)，而PLA大约需要6个月。

                         实例7

采用如下方法制备出一种含有双重纤度的纤维薄膜：将实例3中同样分 子量和分子量分布的PLA聚合物颗粒溶解在DMF溶剂中，形成25wt％的 PLA/DMF溶液；将0.6g Mefoxin(Merck &Co公司)溶解于0.4g水中，得 到抗菌素试剂溶液。然后在轻微搅拌下，很缓慢(逐滴)地将抗菌素溶液加 入到聚合物溶液中，直至PLG/抗菌素试剂比例为19∶1。在电极上施加20KV 的正电压(Glassman High Voltage公司)，其它参数与实例1相同。在 20μl/min～70μl/min范围改变溶液的注射速率，则可以得到由大尺寸纤维(直 径2微米)、细纤维(直径50纳米)和小滴泡组成网状结构，其结果如图11 的SEM照片所示。

然后将此膜放置在实例6所述的缓冲液中。在缓冲溶液降解一星期后， 细纤维完全消失了(见图12)。比较图11和图12，可以认为这种形貌的膜制 品在第一周内质量损失迅速，因此如果需要更快的质量损失，则可以制备细 纤维含量高的薄膜。

                         实例8

设计了如下实验来评估不同的薄膜防止手术后粘连的性能。使用客观老 鼠模型(ORM)，对按实例1(无抗菌素试剂Mefoxin)和实例4(有抗菌素 试剂Mefoxin)制备的薄膜进行了防粘连性能测试，并做了相应的控制实验 以便对比。

实验方法如下：首先用60Co辐照源对薄膜消毒。薄膜密封在一个塑料袋 里，再放入充满干燥氮气的容器中，然后根据薄膜的质量，给它施加 5.15～25kGy的辐射剂量，在相关文献中有该过程的详细记录。

使用300～450克的Sprague-Dawley公老鼠，分开饲养，测试前后都随 意喂食食物和水。剖腹手术之前用IM开他敏(80mg/kg)麻醉，并在右后 腿注射且甲苯噻嗪(10mg/kg)、心内注射戊巴比妥(60mg/kg)，使老鼠无痛 死亡。

这些老鼠被分成两组。第1组进行中线开腹手术，首先找到并划开盲肠， 然后用沙皮磨擦盲肠外壁直至在盲肠的前表面发生绒膜流血。然后用1×1cm 见方的腹壁肌肉直接贴在盲肠的伤口上。第1组实验有12只老鼠使用薄膜， 14只老鼠使用了有抗菌素的薄膜，并与另外12只(盲肠创伤但是没有使用 薄膜)的老鼠做对比。然后按三种情况进行缝合手术，第一种直接将腹部缝 合(控制组，n＝12，n为老鼠数目)，第二种在盲肠和腹壁之间植入阻隔层 (n＝12)，第三种在盲肠和腹壁之间植入抗菌素浸润过的阻隔层(n＝12)，随 后缝合腹部。4周后对所有的老鼠再进行开腹手术，记录盲肠和腹壁之间有 没有粘连，最后将盲肠切离肠子，用张力计测试盲肠和腹壁的粘接强度。

第1组实验中，老鼠发生了肠粘连的比例如下：控制组67％，植入阻隔 层的50％，植入浸润过抗菌素阻隔层的38％(见图13)，张力计读数分别是 6.18，5.76和4.30(见图14)。只清点了盲肠和腹壁之间的粘连，肠和其他腹 部器官之间的粘连也偶尔发生，但是未加考虑。

第2组的实验中，使用Malex聚丙烯筛网来测试薄膜性能，前者是一种 在腹部外科手术中经常用来修复腹壁的材料，但是会产生很严重的副作用， 即并发肠粘连而导致肠梗阻甚至瘘管形成，这两种并发症对患者来说都是致 命性的。把Malex聚丙烯筛网放置在腹壁的破损处，10只老鼠在筛网和肠之 间植入阻隔膜，10只控制老鼠没有植入阻隔膜。该组老鼠的腹腔中植入了 Malex聚丙烯筛网，具体过程如下：腹腔用中线开腹手术打开，然后将1× 1cm见方的Malex聚丙烯筛网覆盖在盲肠上，用两根医用缝合线缝合到腹壁 上。对于控制组(控制，n＝10)立即将两层缝合，对于另10只老鼠则在肠 和筛网之间植入阻隔膜(n＝10)。所有的老鼠于4周后再进行开腹手术，对 肠和筛网之间有无发生粘连进行记录。

在Malex聚丙烯筛网的实验中，第一部分老鼠的肠和筛网发生了粘连 (100％)，而且筛网还和许多其它器官(如网膜、胃和肝等)发生粘连，给 肠和腹壁粘接强度的测试带来困难；植入阻隔膜的老鼠只有一只发生了肠粘 连，占10％。

总之，实验结果表明膜有很好的阻隔性，即植入阻隔膜的组发生肠粘连 的概率降低，而在控制组都发生了肠粘连，含有抗菌素的膜比没有抗菌素的 膜显示出更好的阻隔性能。

                         实例9

采用以下方法测试抗菌素膜的抗菌效果：在4个试管中分别加入8ml 的Luria Broth(LB)和80μl E大肠杆菌，将7.0×7.0cm、厚约75μm电纺 PLA膜(重100mg)加到第一个试管中，加入到第2个试管的PLA膜大约 含有4.83mg的Mefoxin，第3号试管中的PLA膜含有大约8.85mg的Mefoxin， 最后一个试管作为控制样。

LB用来培养E大肠杆菌。试管在恒温箱中放置一夜，温度为37℃，振 动试管以保证E大肠杆菌可获得足够的生长营养，速率为225rpm。用 SmartSpec*3000仪器记录E.大肠杆菌在600nm波长处的光学密度(OD)，并 计算每支试管中的细胞数量。细胞的浓度与每个样品的光学密度和转换因子 有关，随着光学密度的增加(培养基液变得更加浑浊)，细胞的浓度也在增加。 结果如图15所示，其中y轴座标单位是细胞数/毫升，即细菌的浓度。

如图15所示，从含有8.85mg Mefoxin抗生素的膜中释放出的药物完全 抑制了大肠杆菌的生长，而且负载Mefoxin的浓度越高，膜的作用就越明显。

                         实例10

使用纤维平均直径在100～150nm之间的PLA电纺膜做生物体内降解的 实验。膜的制备过程如下：以DMF为溶剂配置25wt％PLA溶液，向聚合物 溶液中加入60wt％的Mefoxin水溶液，直至PLA和药物的比例为9∶1，在 电极上施加20kV正电压。SEM图(图16)显示电纺膜最初具有平滑的纤维 结构，且纤维的平均直径为100～150nm。将此膜植入小鼠中，一个星期后 取出，按实例8进行随后的步骤。部分生物降解的膜如图17所示。

比较图16和图17发现膜的形态已经发生改变，多孔结构更为明显。

                         实例11

根据本发明制备由两种疏水性不同的聚合物组成的可生物吸收的复合 膜，其制备过程如下：首先，将聚环氧乙烷(PEO)粉末缓慢地加入到有机 溶剂DMF(N，N-二甲基甲酰胺)中，配置成6wt％PEO/DMF溶液。然后， 以同样的方式将聚(丙交酯-乙交酯)(PLG)溶解到DMF中，配置成30wt％ PLG/DMF的溶液。两种溶液在室温下分别完全均化后，用两支注射器各取 5mL。随后，在注射器装上20#针头，再将溶液通过聚四氟乙烯管送入到电 极中，每个电极都有一个直径为0.75mm的小孔。最后用注射泵将聚合物溶 液泵出，流速为20mL/min。在两个电极上同时施加25kV的正高压，以得 到非常稳定的电纺射流。电极尖端到下面收集平台的距离为15cm，使用步进 电机来控制收集台，使它能够沿不同的方向移动。收集台以5步/秒的速率持 续移动，直至得到厚度相对均一的、100μm厚的生物可吸收的膜。

                         实例12

根据本发明制备两种疏水性不同的共混聚合物的可生物吸收复合膜，制 备过程如下：首先，将聚环氧乙烷(PEO，Mw＝100,000g/mol)粉末缓慢地加 入到有机溶剂DMF(N，N-二甲基甲酰胺)中，配置成2wt％PEO/DMF溶液。 以同样方式将聚(丙交酯-乙交酯)(PLG)溶解于DMF中，配置成20 wt％PLG/DMF的溶液。在室温下混合两种溶液并使其完全均化，再用两支注 射器各取5毫升，然后在注射器装上20#针头。通过聚四氟乙烯管将溶液送 入电极中，每个电极都有一个直径为0.75mm的小孔。最后用注射泵将聚合 物溶液泵出，流速为20mL/min。在两个电极上同时施加25kV的正高压， 以得到非常稳定的电纺射流。电极尖端到下面收集平台的距离为15cm，使用 步进电机来控制收集台，使它能够沿不同的方向移动。收集台以5步/秒的速 率持续移动，直至得到厚度相对均一的、100μm厚的生物可吸收的膜。

尽管在以上实例中对本发明已做了详细说明，但熟悉本技术领域的技术 人员，可能对本发明进行其它或进一步的调整和变更，这些并不超出本发明 的范围和宗旨。本发明涵盖所有这些调整和变更，并在所附的权利要求书说 明。

                         发明背景