| 专利类型 | 发明公开 | 法律事件 | 公开; 实质审查; |
| 专利有效性 | 实质审查 | 当前状态 | 实质审查 |
| 申请号 | CN202310428949.0 | 申请日 | 2023-04-20 |
| 公开(公告)号 | CN116196457A | 公开(公告)日 | 2023-06-02 |
| 申请人 | 青岛中科凯尔科技有限公司; | 申请人类型 | 企业 |
| 发明人 | 于淼; | 第一发明人 | 于淼 |
| 权利人 | 青岛中科凯尔科技有限公司 | 权利人类型 | 企业 |
| 当前权利人 | 青岛中科凯尔科技有限公司 | 当前权利人类型 | 企业 |
| 省份 | 当前专利权人所在省份：山东省 | 城市 | 当前专利权人所在城市：山东省青岛市 |
| 具体地址 | 当前专利权人所在详细地址：山东省青岛市崂山区松岭路169号1号楼A区405房间 | 邮编 | 当前专利权人邮编：266000 |
| 主IPC国际分类 | A61L15/26 | 所有IPC国际分类 | A61L15/26 ; A61L15/40 ; A61L15/42 ; A61L15/44 ; A61L15/46 ; A61L15/64 |
| 专利引用数量 | 0 | 专利被引用数量 | 2 |
| 专利权利要求数量 | 10 | 专利文献类型 | A |
| 专利代理机构 | 北京之于行知识产权代理有限公司 | 专利代理人 | 陈鹏程; |
| 摘要 | 本 发明 涉及一种 纳米 纤维 敷料 及其应用，属于医用材料技术领域。敷料通过基于同轴布置的核层和壳层形成 核壳结构 的纳米纤维构建而成，其中，纳米纤维的壳层至少包含用于形成壳层主体的第一组分和用于对第一组分进行改性的第二组分，纳米纤维的核层至少包含用于释放生长因子的第三组分。本 申请 可基于核层与壳层制备参数的调整或纳米纤维制备敷料的构建方式以形成对应的药物释放载体，则位于伤口不同空间 位置 的敷料能够基于作用阶段的不同而设置针对性的释放策略和释放速率以保证对于创口修复活性诱导及效率提升的适用性。 | ||
| 权利要求 | 1.一种纳米纤维敷料，其特征在于，所述敷料通过基于同轴布置的核层和壳层形成核壳结构的纳米纤维构建而成，其中， |
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| 说明书全文 | 一种纳米纤维敷料及其应用技术领域[0001] 本发明涉及医用材料技术领域，具体为一种纳米纤维敷料及其应用。 背景技术[0002] 皮肤覆盖全身而成为保护人体内部结构并保持体内环境的重要屏障。然而，皮肤易遭受创伤，目前皮肤创伤主要分为急性创伤和烧烫伤，在伤口自然愈合不加干预的情况下，常会伴有疤痕留下，给患者留下巨大的心理障碍，现阶段治疗创伤的依据主要为：抑制伤口细菌繁殖以减少感染、增加活性物质浓度以加速伤口愈合、基于敷料结构及成分抑制疤痕或减轻患者疼痛等。例如，针对皮肤烧烫伤，一般使用纱布和治疗烧烫伤药膏，但纱布孔隙率过高、孔径过大、与皮肤贴合性差，不利于阻止外界细菌入侵，且其高吸收能力会导致伤口脱水并粗剪细菌生长，在去除纱布时也可能会造成二次损伤。而纳米纤维膜的孔径比细菌小，而且与细胞外基质具有相似结构，是纱布的很好替代者，其中，静电纺丝纳米纤维膜由于其内在特性如高比表面积、高孔隙率以及与皮肤细胞外基质的结构相似，在伤口敷料的应用领域具有广阔的前景。药膏为外源性药物，成分相对单一，治疗效果因人而异。 [0003] 现有技术已开发出各种新型的伤口敷料，例如薄膜、水胶体、水凝胶和微/纳米纤维，纳米纤维材料包括：壳聚糖、聚己内酯(PCL)、聚乳酸(PLA)等。为提升敷料防止细菌感染并促进伤口愈合的能力，常在敷料纳米纤维中负载具有抑菌效果的生长因子，例如，ε‑聚赖氨酸ε‑PL(Epsilon Polylysine)是一种组织修复所必须的营养物质，ε‑PL掺入到纳米纤维中可提高了纤维的浸润性并展现出良好的抑菌性。自源性富血小板血浆即自源性PRP(Platelet Rich Plasma)不仅含有丰富的生长因子，可以促进血管生成、细胞增殖，而且由于是自源性，PRP的每一种生长因子的组分比例人与人之间略有不同，可以实现因人而异的治疗，并避免机体过敏反应。然而，将PRP直接涂抹在患处，PRP被激活后释放生长因子，但是由于生长因子在创面微环境中会被酶迅速分解掉，难以持续维持较高浓度，而将PRP封装到纳米纤维中能够避免这个缺点。考虑到PRP是水溶性，而大部分生物可降解材料是疏水材料，将PRP和纤维形成核壳结构纤维，也可以避免纺丝中溶剂混溶问题。 [0004] 现有用于伤口敷料及修复方法的技术方案中，例如，公告号为CN107137748B的专利公开了一种核壳静电纺丝壳聚糖纳米纤维伤口敷料及其制备方法，其将用于患处修复的敷料的纳米纤维配置为核壳结构，将壳聚糖、羧甲基纤维素钠、聚氧乙烯加入到含有少量醋酸和乙醇的水溶液中得到外层溶液，将聚氧乙烯加入水溶液中得到溶液A，另外配制锂藻土溶液，加入少量焦磷酸钠得到溶液B，将溶液A和溶液B混合得到内层溶液，采用同轴静电纺丝法，将上述外、内层溶液制备为核壳纳米纤维敷料。而公开号为CN110464866A的专利公开了一种核壳载药纳米纤维敷料及其制备方法，其敷料的纳米纤维也采用核壳结构，核层由蜂蜜和聚乙烯醇组成，壳层由ε‑聚赖氨酸和聚己内酯组成。公告号为CN114129762B的专利公开了一种负载自组装中药成分泡囊的静电纺丝纳米纤维膜，由壳层和核层构成。壳层包含水不溶性高分子材料和磷脂，核层包含水溶性高分子材料和中药成分，经静电纺丝技术制成；中药成分为积雪草总苷，水不溶性高分子材料为聚己内酯，水溶性高分子材料为聚乙烯吡咯烷酮。 [0005] 上述技术方案基于静电纺丝技术制备核壳结构并将纳米纤维敷料的不同物质分置于核层和壳层，使得壳层由具有合适机械性能和生物相容性的疏水性聚合物以及性能改善成分制备而成，而核层由控制纳米纤维理化性能的材料或活性物质制备而成，但其活性物质为外源性成分，无法克服使用过程中可能产生的机体过敏反应，可能基于患者自身特异情况引起消极作用；且置于核层的外源性活性物质无法根据人体内部环境差异而进行针对性设置，导致外源性活性物质无法保证对于创口修复活性诱导及效率提升作用。 [0006] 公开号为CN108434529A的专利公开了一种脂肪液化伤口用原位自体仿生及其制备方法和应用。该脂肪液化伤口用原位自体仿生修复材料包括自体功能层、生物功能层和表面隔离层；其中，自体功能层为收集病人全血后制备的PRP。但该技术方案中直接设置在创口的自体功能层会导致自源性富血小板血浆直接接触创面微环境而被激活，从而释放出促进修复生长的活性位置，但活性物质会被创面微环境的酶快速分解，难以持续维持较高浓度。 [0007] 基于上述分析，现有技术用于皮肤创口修复的纳米纤维敷料中，敷料基于活性物质或药物成分直接接触创面的布置易导致活性物质或药物成分受到创面微环境的影响而难以保持促进修复生长的较高浓度；敷料基于核壳结构将外源性活性物质或药物成分置于内层，外源性活性物质无法克服使用过程中可能产生的机体过敏反应，且单一设置的壳层结构无法调节活性物质或药物成分的释放策略和释放速率以保证对于创口修复活性诱导及效率提升的适用性和针对性。 [0008] 此外，一方面由于对本领域技术人员的理解存在差异；另一方面由于发明人做出本发明时研究了大量文献和专利，但篇幅所限并未详细罗列所有的细节与内容，然而这绝非本发明不具备这些现有技术的特征，相反本发明已经具备现有技术的所有特征，而且申请人保留在背景技术中增加相关现有技术之权利。 发明内容[0009] 针对现有技术所提出的至少一部分不足之处，本发明提供一种纳米纤维敷料，敷料通过基于同轴布置的核层和壳层形成核壳结构的纳米纤维构建而成，其中，纳米纤维的壳层至少包含用于形成壳层主体的第一组分和用于对第一组分进行改性的第二组分，纳米纤维的核层至少包含用于释放生长因子的第三组分。 [0010] 优选地，第一组分为可体内外降解聚合有机物，第二组分为至少可用于调整第一组分抗菌性、浸润性及微观尺寸的功能添加剂，第三组分为可释放促愈合生长因子的自源性活性物质。例如，第一组分设置为聚己内酯，第二组分设置为ε‑聚赖氨酸，第三组分设置为自源性富血小板血浆。即本申请提供一种纳米纤维敷料，敷料通过基于同轴布置的核层和壳层形成核壳结构的纳米纤维构建而成，其中，纳米纤维的壳层至少包含用于形成壳层主体的聚己内酯和用于对聚己内酯进行改性的ε‑聚赖氨酸，纳米纤维的核层至少包含用于释放生长因子的自源性富血小板血浆。 [0011] 针对现有技术中敷料基于活性物质或药物成分直接接触创面的布置易导致活性物质或药物成分受到创面微环境的影响而难以保持促进修复生长的较高浓度的问题。本申请中适用于伤口的敷料为具有核壳结构的纳米纤维，纳米纤维基于核壳结构在核层和壳层分别对应的功能性材料，使得本申请的敷料能够显著提升针对伤口的修复能力和修复效率。具体地，现有技术针对适用于伤口的敷料提出有众多高分子纳米纤维材料以替代传统纱布，为提升纳米纤维材料的修复效率，纳米纤维材料也常与可释放生长因子的活性物质进行联用，但在活性物质直接接触伤口表面微环境的情况下，活性物质或生长因子会被创面酶分解而无法保持促进伤口恢复的高浓度。则本申请的敷料能够基于纳米纤维的核壳结构将用于提供生长因子的活性物质置于核层，而将用于作为材料主体的纳米纤维材料布置于壳层，壳层的纤维孔径小于细菌，可以有效隔绝伤口外部环境并防止细菌侵入，而壳层的纤维孔径能够允许核层持续释放的生长因子通过并在伤口表面聚集，使得伤口表面环境能够维持较高浓度的生长因子以保证对于伤口修复的诱导效率。 [0012] 为解决外源性活性物质无法克服使用过程中可能产生的机体过敏反应的问题并提升敷料对于伤口修复的适用性。本申请的敷料针对作为纳米纤维壳层主体的第一组分加入用于改善物性的第二组分，使得纳米纤维的壳层能够基于第二组分获得更适于伤口修复的物性，物性可包括抑菌性、亲水性、纤维孔径、纤维强度、加工性能等。例如，第一组分和第二组分分别配置为聚己内酯和ε‑聚赖氨酸，ε‑聚赖氨酸能够有效改善聚己内酯的浸润性和抑菌性，从而保证包括聚己内酯和ε‑聚赖氨酸的壳层能够便于细胞的附着与浸润，有利于细胞黏附和增殖，具有良好的生物相容性。本申请中用于释放生长因子的活性物质可以是自源性PRP，其不仅含有丰富的生长因子，可以促进血管生成、细胞增殖，而且由于是自源性，PRP的每一种生长因子的组分比例人与人之间略有不同，可以实现因人而异的治疗，并避免机体过敏反应。考虑到自源性PRP是水溶性，而大部分生物可降解材料是疏水材料，将纳米纤维制成核壳结构也可以避免纺丝中溶剂混溶问题。 [0013] 且本申请的敷料还可以基于核层与壳层制备参数的调整或纳米纤维制备敷料的构建方式以形成对应的药物释放载体，使得作为药物释放载体的核壳结构能够控制核层向伤口表面释放生长因子的速度以及壳层与伤口表面的作用效果，且位于伤口不同空间位置的敷料能够基于作用阶段的不同而设置针对性的释放策略和释放速率以保证对于创口修复活性诱导及效率提升的适用性。 [0014] 优选地，优选地，纳米纤维的直径为0.2～1.2μm，优选为0.4～1.0μm，更优选为0.6～0.9μm。 [0015] 优选地，纳米纤维核层直径为0.1～1.0μm，优选为0.3～0.8μm，更优选为0.4～0.7μm。 [0016] 优选地，纳米纤维的壳层厚度为0.01～0.5μm，优选为0.1～0.3μm。 [0017] 优选地，纳米纤维的壳层为多孔结构，壳层的纤维孔径为4～10nm，优选为6‑8nm。 [0018] 优选地，纳米纤维的壳层的水接触角为40～80度，优选为50～70度。 [0019] 通过实验观察敷料纳米纤维的微观结构，上述纳米纤维的整体尺寸、核层尺寸及壳层尺寸基于优化设置而使得纳米纤维具备良好的机械性能，使得纳米纤维的形态与细胞外基质具有相似的结构，可为组织提供结构支持和机械力性，可保证由纳米纤维制备的纳米纤维膜及纳米纤维立体结构具备优秀的力学特性和物化特性。纳米纤维的壳层配置为多孔结构，壳层的纤维孔径阻隔细菌进入而允许活性物质及生长因子由核层持续缓慢地释放，从而保证伤口表面的活性物质及生长因子具备促进组织愈合的较高浓度。 [0020] 本发明还提供有一种纳米纤维敷料的制备方法，包括以下步骤： [0021] a.将聚己内酯和ε‑聚赖氨酸混合于医用丙酮以配置用于制备纳米纤维壳层的壳层溶液； [0022] b.将自源性富血小板血浆溶解于聚乙烯醇溶液以配置用于制备纳米纤维核层的核层溶液； [0023] c.将壳层溶液和核层溶液基于同轴静电纺丝制备为具备核壳结构的纳米纤维，纳米纤维至少基于原位沉积的方式配置为具有一维结构至三维结构中至少一种的敷料。 [0024] 静电纺丝是目前制备纳米纤维最简单高效的方法之一，与传统纳米材料制备技术相比，静电纺丝具有加工装置简单、原料来源广泛、纺丝成本低廉、可规模化制备等优势。采用静电纺丝技术加工制备的微纳米纤维具有高比表面积、较大的长度/直径比以及独特的物理化学等优良特性，在生物组织工程、创伤敷料、过滤防护、药物缓释、柔性器件等领域展现出极大的应用潜力。静电纺丝技术制备的纳米纤维具有良好的生物相容性、机械性能以及可降解性被广泛的应用于生物医学。纳米纤维的形态与细胞外基质具有相似的结构，可为组织提供结构支持和机械力性，为细胞的附着和浸润提供一定的空间。基于同轴静电纺丝技术来制备本申请的敷料，使得敷料特性能够获得对应的功能性结构，对治疗组织伤口具有重要意义。 [0025] 优选地，步骤a中，聚己内酯、ε‑聚赖氨酸与医用丙酮的质量配比为(3～50)：(1～5)：(10～300)，优选为(5～30)：(1～3)：(20～200)；混合采用搅拌机混合，搅拌时间为10～ 15小时。 [0026] 优选地，步骤b中，聚乙烯醇溶液的质量浓度为1％～30％，优选为3％～15％；聚乙烯醇溶液与自源性富血小板血浆的质量配比为(1～5)：(1～20)，优选为(1～3)：(1～10)。 [0027] 优选地，步骤c中，同轴静电纺丝的纺丝电压为8～25kv，优选为10～20kv；同轴静电纺丝的壳层溶液流速和核层溶液流速分别为0.3～0.8ml/h和0.8～2.0ml/h，优选为0.4～0.6ml/h和1.0～1.5ml/h；同轴静电纺丝的针头与接受极之间的距离为8～25cm，优选为10～18cm；同轴静电纺丝的纺丝喷嘴直径为0.2～1.0mm，优选为0.3～0.6mm。 [0028] 优选地，敷料通过基于同轴布置的核层和壳层形成核壳结构的纳米纤维构建而成，其中，纳米纤维的壳层至少包含用于形成壳层主体的聚己内酯和用于对聚己内酯进行改性的ε‑聚赖氨酸和沸石咪唑酯骨架材料(ZIF‑8)，纳米纤维的核层至少包含用于释放生长因子的自源性富血小板血浆。 [0029] 优选地，沸石咪唑酯骨架材料按照包覆或嵌合于经ε‑聚赖氨酸改性的聚己内酯的方式布置于纳米纤维的壳层。沸石咪唑酯骨架材料的粒径范围是按照沸石咪唑酯骨架材料能够提升生长因子经纳米纤维壳层的扩散释放速度而不会导致的伤口组织环境延伸至纳米纤维壳层内侧的方式确定的。例如，沸石咪唑酯骨架材料(ZIF‑8)的粒径范围为5至30nm，优选为7至15nm。上述粒径范围的沸石咪唑酯骨架材料可用于增加纳米纤维的浸润面积并提升生长因子由纳米纤维内侧向外侧的扩散释放速度。若沸石咪唑酯骨架材料的粒径过小，则无法提升生长因子扩散通道的质量，不利于生长因子扩散释放速度的提升；若沸石咪唑酯骨架材料粒径过小，将会影响纳米纤维膜的力学特性，且基于纳米纤维亲水黏附作用而保持在纳米纤维壳层外侧的组织液及生物酶可能沿沸石咪唑酯骨架材料形成的通道作用于内侧的自源性富血小板血浆，从而对生长因子的扩散释放造成不利后果并抵消生长因子扩散释放速度提升带来的有利作用。 [0030] 优选地，纳米纤维的壳层还包含聚环氧丙醇(PGL)，聚环氧丙醇按照能够调整纳米纤维壳层加工性并控制体内外降解速率的方式在壳层均匀布置。聚己内酯(PCL)及其单体无毒具有很好的生物相容性和生物降解性，PCL对小分子药物具有很好的通过性，可作为溶蚀的药物扩散型缓释载体，而PGL‑PCL(聚环氧丙醇‑聚己内酯)可改善加工性和控制体内外降解速率，使得药物扩散型缓释载体能够基于修复位置的不同以及同位置修复周期的不同而区别设置。 [0031] 本申请还提供如前述的敷料用于组织创伤修复或原位组织创伤修复的应用。 [0032] 优选地，应用方法包括：使用同轴静电纺丝制备具有核壳结构的纳米纤维，将纳米纤维加工为敷料并按照基于纳米纤维功能参数区别设置而形成至少包括一维结构至三维结构中的一种的方式进行。例如一维结构包括一维上的不同纳米纤维段、二维结构包括二维平面上的不同纳米纤维分区，三维结构包括三维立体的不同纳米纤维分层，功能参数可包括壳层降解速率、壳层纤维孔径、纳米纤维尺寸以及核层与壳层的比例等。 [0033] 优选地，应用方法包括：将敷料基于纳米纤维功能参数区别设置而形成分区设置和/或分层设置的结构，使得纳米纤维功能参数的区别设置与敷料对组织伤口的作用位置以及组织伤口的愈合阶段形成关联配置。该关联配置至少包括纳米纤维壳层通过纤维孔径尺寸调整控制生长因子释放参数、纳米纤维壳层降解速率与自源性富血小板血浆寿命周期相匹配以及纳米纤维分层配置尺寸与愈合阶段持续时间相适应中的一种或多种。即本申请的敷料将纳米纤维的功能参数、敷料的一维至三维结构与敷料在组织伤口的作用位置以及组织伤口的愈合阶段进行特定关联，使得本申请的敷料能够基于纳米纤维微观功能参数设置以及纳米纤维构成敷料的一维至三维结构尺寸设置实现对于不同位置组织伤口以及不同组织伤口愈合阶段修复作用的针对性和适用性。 [0034] 优选地，应用方法包括：基于手持式同轴静电纺丝设备将如前述的纳米纤维原位沉积于组织伤口以直接形成覆盖保护组织伤口的敷料，敷料按照分层和/或分区设置且纳米纤维功能参数区别设置的方式调控生长因子在不同组织伤口位置或不同愈合阶段的释放速率。则敷料生长因子在不同组织伤口位置或不同愈合阶段的释放速率能够匹配损伤程度和愈合情况以改善整体愈合质量，从而达成减小或抑制疤痕的效果。附图说明 [0035] 图1是本发明的一种优选实施方式的敷料微观结构图； [0036] 图2是本发明的一种优选实施方式的敷料性能参数图； [0037] 图3是本发明的一种优选实施方式的敷料抗菌实验对比图； [0038] 图4是本发明的一种优选实施方式的敷料细胞增殖实验对比图； [0039] 图5是本发明的一种优选实施方式的敷料细胞增殖实验分析图； [0040] 图6是本发明的一种优选实施方式的敷料活体动物实验伤口对比图； [0042] 图8是本发明的一种优选实施方式的敷料组织实验Masson染色伤口组织对比图。 具体实施方式[0043] 下面结合附图对本发明进行详细说明。 [0044] 本申请提出一种纳米纤维敷料，尤其涉及一种多功能复合纳米纤维敷料，尤其涉及一种原位自体仿生修复敷料，适用于组织伤口修复治疗。皮肤覆盖全身而成为保护人体内部结构并保持体内环境的重要屏障，可以保护人体内部组织免受细菌的危害。然而，皮肤易遭受创伤，目前皮肤创伤主要分为急性创伤和烧烫伤，由外科手术、创伤和浅表烧伤等引起的伤口均需要用敷料进行包扎以阻止细菌的入侵，避免伤口发炎从而加速伤口愈合过程。为提升敷料抗菌能力和负载活性物质及药物成分的能力以改善伤口的恢复速率和恢复质量，现有技术中提出用于伤口敷料的纳米纤维膜，其内在特性包括高比表面积、高孔隙率以及与皮肤细胞外基质相似的结构，则其能够基于结构特点隔离细菌并可用于承载活性物质及药物成分，使得纳米纤维膜在伤口敷料的应用领域具有广阔的前景。下面对本发明敷料结构、其制备及性能验证实验以及应用进行具体描述。 [0045] 实施例1 [0046] 关于敷料的制备方法及微观结构，本实施例中，使用同轴静电纺丝方法制备本申请中由核壳结构纳米纤维构成的敷料，同轴静电纺丝方法针对敷料纳米纤维的核壳结构需要配置分贝作为壳层原料和核层原料的壳层溶液和核层溶液。壳层溶液的主要作用物质为聚己内酯和ε‑聚赖氨酸，使用医用丙酮作为溶剂并将溶液均匀混合；核层溶液的主要作用物质为自源性富血小板血浆，使用聚乙烯醇溶液作为溶剂。使用同轴静电纺丝方法制备具有核壳结构的纳米纤维，并将纳米纤维加工成为敷料。具体地，将2g聚己内酯(PCL)和0.4gε‑聚赖氨酸(ε‑PL)溶解在10g医用丙酮中，在磁力搅拌机搅拌12个小时，作为同轴静电纺丝的壳层溶液；将0.5g聚乙烯醇溶解在10g水中获得5％的聚乙烯醇溶液(PVA)，将经CaCl2活化并通过血常规测试的自源性富血小板血浆溶解于5％的聚乙烯醇溶液(PVA)，自源性富血小板血浆(自源性PRP，以下简称为PRP)与聚乙烯醇溶液(PVA)的质量配比为2:1，作为同轴静电纺丝的核层溶液。 [0047] 为获得针对性的对比实验结果，本实施例基于作用物质聚己内酯、ε‑聚赖氨酸、自源性富血小板血浆的选用以及同轴静电纺丝方案的不同设置有多组纳米纤维敷料，敷料基于纳米纤维制备为纳米纤维膜。同轴静电纺丝方案包括传统静电纺丝和原位静电纺丝，传统静电纺丝是将基于静电纺丝装置制备完成的纳米纤维膜加工后覆盖于伤口以形成类似与纱布覆盖的纳米纤维膜；原位静电纺丝则是基于同轴静电纺丝装置将制备的纳米纤维直接作为敷料而原位沉积于伤口并直接形成充分包覆伤口的纳米纤维膜。 [0048] 具体地，使用传统静电纺丝制备PCL、PCL+ε‑PL、PCL+PRP+ε‑PL三组纳米纤维膜，以上三组静电纺丝电压为17.6KV，静电纺丝核层溶液和壳层溶液的流速分别为0.5ml/h和1.2ml/h。静电纺丝针头和接收极之间距离在15cm左右，所有纺丝过程都在25℃、湿度50％的条件下进行。使用原位静电纺丝并基于本申请制备方法制作原位PCL+PRP+ε‑PL(In‑situ PCL+PRP+ε‑PL)组纳米纤维膜，步骤a中，聚己内酯、ε‑聚赖氨酸与医用丙酮的质量配比为5： 1：25，混合采用搅拌机混合，搅拌时间为12小时。步骤b中，聚乙烯醇溶液的质量浓度为5％； 聚乙烯醇溶液与自源性PRP的质量配比为1：2。步骤c中，同轴静电纺丝的纺丝电压为10kv； 同轴静电纺丝的壳层溶液流速和核层溶液流速分别为0.5ml/h和1.2ml/h；同轴静电纺丝的针头与接受极之间的距离为10cm；同轴静电纺丝的纺丝喷嘴直径为0.4mm。 [0049] 则上述PCL、PCL+ε‑PL、PCL+PRP+ε‑PL组纳米纤维膜和In‑situ PCL+PRP+ε‑PL组纳米纤维膜等四组敷料可基于实验获得针对性的对比分析结果以明确作用物质以及静电纺丝方案的对于敷料的作用贡献。 [0050] 关于In‑situ PCL+PRP+ε‑PL组制备纳米纤维膜的微观结构，图1a为本申请纳米纤维的SEM图像，纳米纤维的直径范围为0.2至1.2μm，直径大多位于0.4至1.0μm之间，中位数和平均数位于0.6至0.9μm之间，纳米纤维的平均直径在0.7μm左右。图1b是这种纳米纤维的TEM图，从图中可以看出纳米纤维呈同轴结构，即本申请的敷料的纳米纤维具有同轴的核壳结构。进一步对纳米纤维进行染色，核层和壳层对应的溶液分别用钙黄绿素标记和罗丹明B标记。图1c‑e是在共聚焦显微镜下，用495nm波长激发可以看到核层为绿色，在540nm波长激发可以看到壳层为红色，证实纳米纤维的核壳结构且PRP集中分布于核层。则对应纳米纤维的核层直径与纳米纤维直径的尺寸比例，纳米纤维核层直径为0.1至1.0μm，优选为0.3至0.8μm，更优选为0.4至0.7μm；而纳米纤维壳层厚度为0.01至0.5μm，优选为0.1至0.3μm。即纳米纤维中核层位于内侧而壳层在外侧同轴包裹核层以形成具有同轴核壳结构的纳米纤维。核层用于提供生长因子，壳层允许生长因子通过并释放以作用于伤口组织，壳层中作为壳层主体的第一组分为聚己内酯，壳层中用于对第一组分进行改性的第二组分为ε‑PL，ε‑PL对于PCL的作用至少包括浸润性的提升和抗菌能力的提升。核层的第三组分为PRP，在传统单针头静电纺丝过程中，PRP会与有机溶剂直接混合接触导致PRP中的生物蛋白和细胞因子失活和变性，而设计成核壳结构让PRP在纳米纤维内部采用水相溶剂纺丝而纤维外壳层采用有机溶剂纺丝的方式能够很好的保护PRP生物蛋白和细胞因子的活性。此外，相比传统单针头静电纺丝，同轴静电纺丝方法制备核壳结构，通常能够基于纳米纤维壳层纤维多孔结构减缓纤维中掺杂物质的释放速度，例如生长因子、药物等，缓慢持续的释放通常能够满足组织修复对于药物浓度的需求。 [0051] 图2a是In‑situ PCL+PRP+ε‑PL组纳米纤维膜的FTIR光谱，纳米纤维(绿线)在‑1 ‑11725cm 处有酯基的羧基伸缩振动峰和在1245cm 处有‑C‑O‑C‑的伸缩振动峰，这些振动峰‑1 ‑1 来源于PCL(蓝线)，与此同时，在1640cm 和1520cm 处的振动峰来自于ε‑PL(红线)，这证明纳米纤维的主体由PCL和ε‑PL组成。由于PRP富含生长因子分布在纳米纤维核层内部，为了让纳米纤维核层中药物及活性物质更容易地释放出来，纳米纤维应该具有多孔结构且具备较好的浸润性，这样组织液浸润纳米纤维后药物及活性物质能够及时扩散出来。第一，首先测试了纳米纤维的N2吸附‑脱附曲线，从图2b中可以看出，在吸附和解吸曲线之间出现明显的磁滞回线，这表明纳米纤维为多孔结构，纤维孔径为4至10nm，优选为6至8nm。第二，测试了水的接触角，时从图2c可以看出，PCL组的水接触角在109°左右，为疏水材料，在加入ε‑PL后，水接触角由109°变为了62°左右，基于作用成分的比例不同可将水接触角控制在40至80度，优选为50至70度，成功地改变了纳米纤维膜的亲水性。纳米纤维膜具有较好的亲水性，能够使伤口表面形成一个湿润的微环境，有效吸收伤口处的渗出液，有利于伤口修复。第三，评估了几种对烧烫伤起积极作用的生长因子的释放曲线。图2d可以看出，血小板生长因子PDGF‑BB在组织液中比转化生长因子TGF‑β和血管内皮生长因子VEGF的释放速度快，这可能是由于PDGF‑BB偏向水溶性，而TGF‑β和VEGF更偏向于脂溶性。此外，可以看出PDGF‑BB的含量要比TGF‑β和VEGF高，考虑到对于不同人，这三种生长因子的含量具有差异性，而自源性生长因子的特定含量比例对于此人而言是最佳的含量比例，并有效减小排异性，这也是本申请使用自源性PRP的原因。 [0052] 基于关于微观结构及光谱分析实验结果，本申请基于原位同轴静电纺丝方法制备的纳米纤维具备核壳结构，壳层的第一组分为聚己内酯，聚己内酯可基于静电纺丝形成具有纤维孔径的纳米纤维壳层，当聚己内酯制作的纳米纤维覆盖于伤口时，纤维孔径的尺寸小于细菌尺寸，从而阻挡细菌向伤口内部的侵入，但聚己内酯为疏水性材料，使得伤口组织不易附着。壳层的第二组分为ε‑聚赖氨酸，ε‑聚赖氨酸用于对聚己内酯进行改性，至少包括改善聚己内酯的抗菌性和浸润性，如上述实验数据可知，浸润性的改善体现在ε‑聚赖氨酸可大幅降低聚己内酯的水接触角，使得伤口组织能够进行有效地附着，有利于细胞黏附和增殖。且本申请制备方法中的制备参数也是基于实验设计调试而形成的制作本申请敷料纳米纤维的优化设实施参数和优选实施方案，制备参数的选择决定纳米纤维直径、核层直径、壳层厚度、壳层纤维孔径以及水接触角等材料参数的范围，上述材料参数的范围决定着本申请敷料的抗菌性、浸润性和生长因子释放及分布情况，即本申请敷料技术效果的实现与本申请中的材料参数及制备参数密切相关，使得基于本申请制备方法制成的具有核壳结构的纳米纤维敷料能够适用于伤口修复并具备优异的抗菌促愈合性能。 [0053] 实施例2 [0054] 关于敷料抗菌性能的对比分析：为对比测试用传统的静电纺丝设备制备PCL、PCL+ε‑PL、PCL+PRP+ε‑PL三组纳米纤维膜以及In‑situ PCL+PRP+ε‑PL组纳米纤维膜的抗菌性8 能。采用圆盘琼脂扩散法评价抗菌效果。首先在无菌环境下，将大约1×10个细胞的大肠杆菌和金黄色葡萄球菌悬浮液接种到即用型营养琼脂培养基(9cm×9cm)上，将实验用的几组纳米纤维膜剪成半径为1cm的纳米纤维垫，然后将纳米纤维垫放置在涂完菌的9cm×9cm琼脂培养基中心处，在30℃的恒温恒压箱中培养18个小时进行培养。由于烧烫伤创面极易受到细菌感染，纳米纤维如果能够对革兰氏阴性菌和革兰氏阳性菌有杀灭作用，能够有利于烧烫伤治疗。因此，通过圆盘琼脂扩散法进行了体外抗菌评价。图3a中的控制组是未经处理的大肠杆菌和金黄色葡萄球菌。覆盖PCL纤维后没有出现抗菌环，说明PCL对细菌没有杀灭作用。其它三组，包括PCL+ε‑PL，PCL+PRP+ε‑PL，In‑situ PCL+PRP+ε‑PL，均出现非常明显的抗菌环且半径基本相同，这说明抗菌作用应该来源于ε‑PL。ε‑PL能够干扰微生物细胞壁的正常合成，使菌体抗渗透压能力下降，引起菌体变形破裂死亡。从进一步的大肠杆菌和金黄色葡萄球菌SEM图(图3b、d)可以证实，未经处理的大肠杆菌，呈棒状结构，表面光滑且形态饱满未有细胞破损情况(图3b)。经PCL+PRP+ε‑PL纳米纤维处理后，菌体细胞膜出现皱缩，无饱满感细胞膜表面出现缢痕(图3c)。金黄色葡萄球菌与大肠杆菌呈现出相似的结果(图3d、e)。这能够证实，在加入ε‑PL之后，它能破坏微生物的细胞膜结构，导致细菌裂解并因此实现杀菌作用。 [0055] 关于敷料细胞毒性的对比分析：由于含PRP的纳米纤维膜最终用于人体，需要求无毒性。因此，将成纤维细胞接种到不同的4组及对照组玻片上，对其细胞反应进行检测。对纳米纤维膜进行酒精消毒及紫外线照射后，用CCK‑8测定细胞代谢活性。所有的实验步骤均需要在在无菌超净台下进行。此实验分为上述的5组，其中包括传统的静电纺丝组PCL、PCL+ε‑PL组、PCL+PRP+ε‑PL组和In‑situ PCL+ε‑PL+PRP组。每组4个复孔。将上述5组纳米纤维膜及对照组空玻片放入24孔板中，磷酸盐缓冲溶液(PBS)洗一遍，无血清培养基洗三遍后，加入100μl的完全培养基后，放入37度恒温培养箱。接下来，将融合度为90％的成纤维细胞从培养箱中拿出，磷酸盐缓冲溶液PBS润洗3遍后，加入200μl的胰酶后放入培养箱中消化细胞，3分钟后拿出并用1ml完全培养基(DMEM高糖hyclone，10％胎牛血清，1％双抗)终止消化，反复吹打细胞脱落后放入1.5ml的EP管中后进行离心(900rmp，5min)。弃上清，1ml完全培养基 4 重悬细胞。抽取10μl的细胞悬液进行计数，所得细胞数为80×10个/ml。每孔种植细胞数约 5 为10 个/ml，配制好所需细胞悬液后，移液枪吸取100μl细胞悬液种植到每空中。2小时候，补齐培养基至700μl。分别测4小时、12小时、1、3、5天的细胞增殖数量。移除旧培养基后，磷酸盐缓冲溶液(PBS)润洗一遍，并加入含10％CCK‑8试剂的完全培养基(每孔400μl)，注意加液时需避光。37度下在5％CO2的加湿气氛中孵育2h。将100μL的2孔板中液体加入96孔板中，每组3个复孔，锡纸包好，酶标仪监测450nm处的吸光度。 [0056] 由于进一步的体内应用，要求含PRP的纳米纤维不具有细胞毒性。因此，将人类成纤维细胞接种在纳米纤维膜上以评估其细胞反应。将聚苯乙烯组织培养板(TCP)与成纤维细胞在同一天孵育作为对照组。人成纤维细胞的附着和形态通过肌动蛋白细胞骨架和细胞核的双标记荧光染色确定。图4a‑e显示了不同组纳米纤维膜上的细胞。图5展示了人包皮成纤维细胞(HSFs)分别在control组、PCL、PCL+ε‑PL、PCL+ε‑PL+PRP、In‑situ PCL+ε‑PL+PRP上培养1、3、5天后的增殖情况。Control组为阳性对照组，各组从第1天到第5天呈上升趋势。PCL组展现出比control组更显著的增殖，这说明纯PCL纺制的纤维本身就具有较好的生物相容性。当HSFs在不同样品上培养1天后，HSFs在不同样品上增殖效果不明显，在培养第3天后，PCL+ε‑PL上HSFs的增殖要好于PCL上HSFs的增殖。表明ε‑PL虽为抗菌物质，但其对细胞无毒性作用。HSFs在不同样品上培养了5天后，HSFs在PCL+ε‑PL+PRP与In‑situ PCL+ε‑PL+PRP的增殖显著(P<0.01)好于PCL与PCL+ε‑PL组上HSFs的增殖。这些实验结果表明，PRP促进了HSFs的增殖，而且这些纳米纤维无毒，对细胞没有副作用。 [0057] 关于敷料活体实验对比分析：为了检验疗效，将40只SD大鼠随机分为5组，依皮肤烫伤创面形状分别剪取适宜形状的PCL、PCL+ε‑PL、PCL+ε‑PL+PRP纤维支架，In‑situ PCL+PRP+ε‑PL组直接将使用手持静电纺丝装置在伤口表面原位沉积PCL+PRP+ε‑PL纳米纤维膜覆盖于大鼠背部皮肤创面处，各组创面均以纱布覆盖，丝线缝合固定，为避免动物间互相干扰，进行单笼饲养。烧烫伤大鼠创面经覆盖支架或自然愈合处理后，其1、3、5、7、9、14、21天进行拍照并观察愈合情况。用SD大鼠评估了深二度烫伤的伤口恢复情况，分别在第3天、第5天、第7天、第9天、第11天、第14天、第21天拍照记录恢复情况。二级烧烫伤会影响真皮上层和真皮深层，呈白色或黄色、皮肤起泡并且外观潮湿。如图6a所示，在烫伤3天后，控制组创面肿胀及创周红肿最为明显，PCL组次之，这是由于PCL纳米纤维膜能防止空气中的细菌感染伤口，对伤口起到保护作用。烫伤后第5天，相比于PCL组，PCL+ε‑PL组的恢复效果明显更好，这要归因于ε‑PL具有抗菌能力，减少了细菌感染从而有利于伤口恢复。在第14天，PCL+ε‑PL组仍然可以看到明显的结痂，与之形成鲜明对比的是PCL+ε‑PL+PRP组的伤口结痂已经完全消失，并在第21天时几乎完全恢复。这说明PRP中含有的多种生长因子对伤口愈合有很大的帮助，能有效促进伤口修复。 [0058] 传统电纺得到的纳米纤维膜是纺丝与使用两个过程，纳米纤维膜经过剪裁后再覆盖在伤口表面。然而，这种传统法得到的纳米纤维膜，类似于纱布的使用，与伤口的贴合度差。图6c为将传统纳米纤维膜覆盖在皮肤上，经测试纳米纤维膜与皮肤之间的粘附力为0.02N。与之不同的是，基于的手持式装置采用原位纺丝方式，直接将纤维沉积到皮肤上，经测试得纳米纤维膜与皮肤之间的粘附力为0.18N。更好的贴合性会对修复产生积极影响。因此，基于PCL+ε‑PL+PRP组，又进一步对比了传统法与原位纺丝法对于烧烫伤修复的差别。从图6b中可以看出，In‑situ PCL+PRP+ε‑PL组比传统纺丝组展现出更快的恢复速度。这可能是由于更好的贴合性，能够有效阻碍外界细菌的从纳米纤维膜‑皮肤界面的贴合缝隙侵入伤口，从而加速烧烫伤恢复。这说明采用原位沉积法能够进一步提升含有抗菌和生长因子敷料的效果，更好的贴合性不仅减少缝隙降低细菌感染概率，而且减少了与皮肤之间的距离，有利于生长因子及时有效地传递到伤口上，同时提升抗菌和生长因子功效。 [0059] 关于敷料组织反应对比分析：进行组织学分析，将新生组织取材冰冻切片后用HE染色、Masson染色等方法，观察大鼠皮肤创面愈合进程(创面炎症反应、成纤维细胞增殖、胶原分泌与分型、表皮层分化等情况)。将第1天、第7天、第14天、第21天的SD大鼠的烫伤组织固定在载玻片上进行苏木精‑尹红(H&E)和Masson染色，HE和Masson染色分别用于评估伤口周围细菌数量和伤口恢复进度。在显微镜下观察伤口的组织病理学变化。 [0060] 烧烫伤的伤口修复是一个很复杂的过程，为了从微观角度分析伤口感染和恢复之间的关系，对样本进行HE染色(图7)来评估伤口修复的状态。在烫伤的第3天到7天，可以看到对照组出现很多淋巴细胞，PCL组相对较少。这说明PCL组由于纳米纤维膜的覆盖能保护伤口处免受细菌的侵入，因此淋巴细胞较少。在第7天，PCL+ε‑PL组展现出比PCL组更少的淋巴细胞。这是由于ε‑PL具有抗菌性，能够使细菌裂解从而减少伤口处的细菌。在第14天，PCL+ε‑PL+PRP组明显地比PCL+ε‑PL组出现了更多的血管，这是由于PRP中含有多种生长因子，当PRP遇到组织液的时候，组织液中的Ca2+激活PRP使得生长因子释放，加速组织修复再生。在第21天，In‑situ PCL+ε‑PL+PRP组展现出了比PCL+ε‑PL+PRP组更多的血管和更少的中性粒细胞，这是由于原位沉积在伤口上的纤维具有较好的贴合性，能够有效阻碍外界细菌的从纳米纤维膜‑皮肤界面的贴合缝隙侵入伤口提升抗菌，而且减少了与皮肤之间的间隙距离，有利于生长因子及时有效地传递到伤口上，同时提升生长因子对组织的修复功效。这从微观角度证实采用原位沉积法能够进一步提升含有抗菌和生长因子敷料的效果。进一步通过马森氏三色染色(图8)观察伤口组织中的胶原沉积。可以看出，在第3天，所有组只有少量的胶原纤维出现。在第7天，所有伤口组的胶原纤维排列不规则。在第14天，PCL+ε‑PL组蓝色胶原纤维和肉芽组织较少，而PCL+ε‑PL+PRP组和In‑situ PCL+PRP+ε‑PL组胶原纤维相对致密。在第21天，In‑situ PCL+ε‑PL+PRP组在伤口组织表面率先形成一层完整的上皮组织，表示已经完成组织修复。这些实验结果表明，想要达到伤口愈合的目的，只依赖于抗菌是远远不够的。伤口修复不仅需要杀菌作用消融细菌减少炎症，而且还要通过多种生长因子的共同作用来促进伤口愈合，原位沉积法能够进一步提升含有抗菌和生长因子敷料的效果。 [0061] 基于上述抗菌性/细胞毒性/活体实验/组织检查等性能对比实验可知，本申请敷料的技术效果与ε‑聚赖氨酸、自源性富血小板血浆等作用物质以及材料参数密切相关。例如，对于ε‑聚赖氨酸，ε‑聚赖氨酸不仅改善敷料壳层聚己内酯的浸润性并提升抗菌性能，且ε‑聚赖氨酸、聚己内酯形成的壳层结构对于自源性富血小板血浆中生长因子的释放速度及分布情况具有重要意义，基于ε‑聚赖氨酸和聚己内酯形成的敷料壳层同轴包裹位于核层的自源性富血小板血浆并具有允许自源性富血小板血浆中生长因子通过的纤维孔，伤口组织细胞在壳层外侧表面粘附繁殖，生长因子由壳层内侧运动至壳层外侧以将组织细胞附近的生长因子保持在较高浓度，使得壳层作为隔离伤口环境和自源性富血小板血浆的可降解有机屏障，可避免自源性富血小板血浆被伤口表面的酶分解而无法持续释放生长因子。壳层的纤维孔径尺寸与生长因子尺寸相匹配，壳层的降解速率也与自源性富血小板血浆释放生长因子的寿命周期向适应，使得位于核层的自源性富血小板血浆能够持续稳定地释放生长因子以维持组织细胞生长因子的较高浓度。 [0062] 综上所述，本申请的敷料在聚己内酯和ε‑聚赖氨酸联用下在具备优异的抗菌特性并可改善聚己内酯的浸润性，使得伤口组织细胞能够与敷料的壳层展现良好的生物相容性，有利于细胞粘附与增殖，这也为与从敷料核层释放的生长因子的相符作用提供活性诱导的环境，且核层的自源性PRP也可缓慢持续地释放生长因子，该自源性PRP与患者伤口环境完美契合而不会发生过敏反应，且各生长因子含量比例符合伤口环境所需，能够有效保证生长因子对于伤口组织细胞活性诱导的针对性和适用性。 [0063] 实施例3 [0064] 本实施例的敷料通过基于同轴布置的核层和壳层形成核壳结构的纳米纤维构建而成，其中，纳米纤维的壳层至少包含用于形成壳层主体的聚己内酯和用于对聚己内酯进行改性的ε‑聚赖氨酸和沸石咪唑酯骨架材料(ZIF‑8)，纳米纤维的核层至少包含用于释放生长因子的自源性富血小板血浆。 [0065] 优选地，沸石咪唑酯骨架材料按照包覆或嵌合于经ε‑聚赖氨酸改性的聚己内酯的方式布置于纳米纤维的壳层。沸石咪唑酯骨架材料的粒径范围是按照沸石咪唑酯骨架材料能够提升生长因子经纳米纤维壳层的扩散释放速度而不会导致的伤口组织环境延伸至纳米纤维壳层内侧的方式确定的。例如，沸石咪唑酯骨架材料(ZIF‑8)的粒径范围为5至30nm，优选为7至15nm。上述粒径范围的沸石咪唑酯骨架材料可用于增加纳米纤维的浸润面积并提升生长因子由纳米纤维内侧向外侧的扩散释放速度。若沸石咪唑酯骨架材料的粒径过小，则无法提升生长因子扩散通道的质量，不利于生长因子扩散释放速度的提升；若沸石咪唑酯骨架材料粒径过小，将会影响纳米纤维膜的力学特性，且基于纳米纤维亲水黏附作用而保持在纳米纤维壳层外侧的组织液及生物酶可能沿沸石咪唑酯骨架材料形成的通道作用于内侧的自源性富血小板血浆，从而对生长因子的扩散释放造成不利后果并抵消生长因子扩散释放速度提升带来的有利作用。 [0066] 优选地，纳米纤维的壳层还包含聚环氧丙醇(PGL)，聚环氧丙醇按照能够调整纳米纤维壳层加工性并控制体内外降解速率的方式在壳层均匀布置。聚己内酯(PCL)及其单体无毒具有很好的生物相容性和生物降解性，PCL对小分子药物具有很好的通过性，可作为溶蚀的药物扩散型缓释载体，而PGL‑PCL(聚环氧丙醇‑聚己内酯)可改善加工性和控制体内外降解速率，使得药物扩散型缓释载体能够基于修复位置的不同以及同位置修复周期的不同而区别设置。 [0067] 本实施例对纳米纤维敷料进行进一步改进以提升敷料抗菌性能以及组织黏附作用并改善药物扩散缓释特性。对于上述由聚己内酯、ε‑聚赖氨酸及自源性富血小板血浆制备的纳米纤维敷料，富含生长因子的自源性富血小板血浆分布在纳米纤维核层内部，使得生长因子需要将由聚己内酯和ε‑聚赖氨酸构成的纳米纤维壳层作为药物扩散缓释载体，使得位于纳米纤维壳层内部的生长因子能够稳定持续地扩散释放至纳米纤维壳层外部。为改善纳米纤维核层中生长因子的扩散范围及释放速度等特性，纳米纤维壳层的纤维孔径应当适用于自源性富血小板血浆且纳米纤维具有良好的浸润性；为促进生长因子与伤口组织的相互作用以提升伤口愈合速度，纳米纤维应具备较大的浸润面积以增加伤口组织细胞黏附与增殖的空间，使得纳米纤维也可基于浸润面积的提升增加生长因子与伤口组织的作用效率。 [0068] 如图2d所示，自源性富血小板血浆释放的用于促进组织修复的生长因子主要为血小板生长因子PDGF‑BB、转化生长因子TGF‑β以及血管内皮生长因子VEGF，其中，血小板生长因子PDGF‑BB具有促有丝分裂、分化、趋化和血管生成的作用，转化生长因子TGF‑β用于调节细胞生长和分化；血管内皮生长因子VEG对血管内皮细胞具有高度特异性，具有促进血管通透性、促进内皮细胞的增殖等重要的生物学功能。根据图2d中不同生长因子的累计释放曲线可知，自源性富血小板血浆释放的不同生长因子由纳米纤维壳层扩散释放至纳米纤维壳层外侧并在组织液中呈现出含量随时间不同程度的变化曲线，由于PDGF‑BB偏向水溶性，而TGF‑β和VEGF更偏向于脂溶性，则PDGF‑BB在组织液中比TGF‑β和VEGF的释放速度快；且PDGF‑BB的含量要比TGF‑β和VEGF高，含量差异性及含量特定比例是由来自患者本身的自源性富血小板血浆所决定的，其特定比例是对于患者属于最佳比例并能够有效避免排异性。但针对基于聚己内酯和ε‑聚赖氨酸构成的药物扩散缓释载体，生长因子达成稳定较高含量或较高浓度需要耗时较长，例如，PDGF‑BB、TGF‑β和VEGF达成80％最大浓度的时间分别为15天、10天和10天，即在生长因子需求量最大的伤口愈合初期，基于聚己内酯和ε‑聚赖氨酸构成的药物扩散缓释载体对于生长因子的扩散释放速度较慢而无法在愈合初期提供较高浓度的生长因子。因此，考虑对纳米纤维壳层进行改进以改善基于聚己内酯和ε‑聚赖氨酸构成的药物扩散缓释载体对于生长因子的释放速度以及促进愈合的效率。 [0069] 金属有机框架材料(Metal‑Organic Frameworks，MOFS)是由金属离子或金属簇与多齿有机配体自组装形成的多孔、结晶材料。这种无机‑有机杂化材料兼具无机材料和有机材料的优异性能，不仅具有高的比表面积、可调的尺寸和孔隙率，而且载药率高、表面易修饰，因此被广泛应用于催化、气体捕获、传感器、药物递送等领域。沸石咪唑酯骨架材料2+ (ZIF‑8)是由锌离子(Zn )与2‑甲基咪唑(2‑MiM)配位而成的一类金属‑有机框架，表现出良好的生物相容性和酸性环境敏感性，在生理条件下保持稳定而在酸性条件下解体，是药物运输和缓释的理想载体，且纳米材料的尺寸对其性能至关重要，微小的尺寸变化即可对材料的性能产生决定性的影响，使得ZIF‑8的粒径尺寸控制以及ZIF‑8与其它材料进行功能尺寸复合调控对于ZIF‑8及其复合材料在生物分子输运过程中的应用具有重要意义。ZIF‑8的制备方法包括溶剂热合成法、微波辅助法以及微流控发，其粒径尺寸调控方式包括反应参数的调整、表面活性剂调节和结晶调节剂的参与，可制备粒径范围为10nm‑1μm的ZIF‑8。 [0070] 因此，将选定粒径范围的ZIF‑8加入壳层溶液中混合均匀并基于同轴静电纺丝制备为纳米纤维的壳层，使得ZIF‑8包覆或嵌合的PCL‑ε‑PL纳米纤维展现出大的比表面积，从而将纳米纤维的载药量从15％提升至25％，ZIF‑8也可基于特定范围粒径尺寸选择增加生长因子由纳米纤维壳层内侧扩散释放至壳层外侧的通道数量和通道质量。ZIF‑8包覆或嵌合的PCL‑ε‑PL纳米纤维也显著增加了组织细胞在纳米纤维壳层的浸润面积和黏附空间，使得生长因子与伤口组织的相互作用提升。抗菌实验发现ZIF‑8和ε‑PL展现出双重抗菌特性，ε‑PL作为一种多肽负载到ZIF‑8上进一步杀灭了残留细菌，使得这种PCL‑ZIF‑8‑εPL纳米纤维制备的敷料能够提升对于外部细菌的阻隔能力和对于内部细菌的杀灭作用，能够阻止外界细菌对伤口的感染而展现出高效杀菌特性。则基于PCL‑ZIF‑8‑εPL纳米纤维的药物扩散缓释载体能够通过抗菌性能提升、浸润面积增加以及生长因子释放速度提升将伤口愈合时间由22天缩短到17天。 [0071] 实施例4 [0072] 本实施例提供如前述的敷料用于组织创伤修复的应用。应用方法包括：使用同轴静电纺丝制备具有核壳结构的纳米纤维，将纳米纤维加工为敷料并按照基于纳米纤维功能参数区别设置而形成至少包括一维结构至三维结构中的一种的方式进行。例如一维结构包括一维上的不同纳米纤维段、二维结构包括二维平面上的不同纳米纤维分区，三维结构包括三维立体的不同纳米纤维分层，功能参数可包括壳层降解速率、壳层纤维孔径、纳米纤维尺寸以及核层与壳层的比例等。 [0073] 优选地，将敷料基于纳米纤维功能参数区别设置而分区设置和/或分层设置，使得纳米纤维功能参数的区别设置与敷料对组织伤口的作用位置以及组织伤口的愈合阶段形成关联配置，该关联配置至少包括纳米纤维壳层通过纤维孔径尺寸调整控制生长因子释放参数、纳米纤维壳层降解速率与自源性富血小板血浆寿命周期相匹配以及纳米纤维分层配置尺寸与愈合阶段持续时间相适应中的一种或多种。即本申请的敷料将纳米纤维的功能参数、敷料的一维至三维结构与敷料在组织伤口的作用位置以及组织伤口的愈合阶段进行特定关联。则本申请的敷料能够基于纳米纤维微观功能参数设置以及纳米纤维构成敷料的一维至三维结构尺寸设置实现对于不同位置组织伤口以及不同组织伤口愈合阶段修复作用的针对性和适用性。 [0074] 本实施例还提供如前述的敷料用于原位组织创伤修复的应用。应用方法包括：基于手持式同轴静电纺丝设备将如前述的纳米纤维原位沉积于组织伤口以直接形成覆盖保护组织伤口的敷料，敷料按照分层和/或分区设置且纳米纤维功能参数区别设置的方式调控生长因子在不同组织伤口位置或不同愈合阶段的释放速率。则敷料生长因子在不同组织伤口位置或不同愈合阶段的释放速率能够匹配损伤程度和愈合情况以改善整体愈合质量，从而达成减小或抑制疤痕的效果。 [0075] 具体地，本申请的纳米纤维敷料具备优异的抗菌性、载药性以及促愈合修复作用，则本申请的纳米纤维敷料可适用于不同位置的组织创伤修复，使得纳米纤维壳层结构作为有机可降解的药物扩散缓释载体而对处于创伤修复期的组织提供抗菌支持和药物支持。由于组织创伤位置的差异性，本申请的纳米纤维敷料需要加工成适用于不同身体位置、不同形状以及不同深度分布特点的组织伤口。则在使用同轴静电纺丝方法制备具有核壳结构的纳米纤维并将纳米纤维加工成敷料的过程中，敷料应当具备适用于不同特点组织伤口的结构，该结构基于纳米纤维的参数设置而形成至少包括一维结构至三维结构中的一种。例如一维结构包括一维上的不同纳米纤维段、二维结构包括二维平面上的不同纳米纤维分区，三维结构包括三维立体的不同纳米纤维分层。临床上根据形态特点将伤口细分为普通线状伤、斜坡形线状伤、V形伤口、类三角形伤、U形瓣状伤、类圆形或不规则伤等。则针对不同形态特点的组织伤口，敷料应当配置对应形状的敷料以实现良好的覆盖保护，并可基于一维结构至三维结构的设置控制作为药物扩散缓释载体的纳米纤维在不同位置以及不同作用周期的功能参数，功能参数可包括壳层降解速率、壳层纤维孔径、纳米纤维尺寸以及核层与壳层的比例等。 [0076] 例如，对于圆形或类圆形的烧伤或烫伤的组织伤口，烫伤/烧伤中心向四周扩散并形成伤口损伤程度在径向上变化的分布规律，使得组织伤口的形态特点在平面上呈现沿径向的区别分布，则为保证敷料对于组织伤口不同位置的适用性，敷料按照纳米纤维的功能参数在二维结构上区别设置的方式作用于不同损伤程度的伤口位置并能够精细调整各位置的愈合速度，纳米纤维的功能参数在二维结构上区别设置可包括：壳层纤维孔径从中心沿径向递减布置以及核层与壳层比例从中心沿径向递减布置，则壳层纤维孔径以及核层与壳层比例在组织伤口中心较大而在边缘较小，该设置方式主要考虑组织伤口损伤程度沿径向变化的特点，壳层纤维孔径越大，则生长因子释放速率越快，核层与壳层比例提升也会带来生长因子释放浓度的提升，使得生长因子浓度和释放速度能够匹配组织伤口中心的损伤状态，加快组织伤口中心的修复速度并结合其它位置的愈合速度实现整体愈合效果的提升。则敷料不仅能够针对性地促进伤口修复，而且也能够基于伤口愈合速度的整体调控实现各位置愈合速度的协调控制以减小疤痕或抑制疤痕，从而显著提升本申请敷料对组织伤口修复愈合的作用质量。 [0077] 伤口愈合大致分为凝血期、炎症期、修复期和成熟期。凝血期基于个体差异和伤口程度的不同而呈现几分钟至几十分钟不等，凝血期为创面形成后，机体首先的反应是开启凝血机制，进行自身的止血过程，伤口表面的血小板聚集并出现凝血块，能有效阻止伤口出血；炎症期大约4‑6天，此阶段主要是破坏细菌和清除坏死组织，组织血管通透性增加，体液渗出，凝血因子，纤维蛋白等参与止血过程，中性粒细胞及巨噬细胞等参与炎症反应，吞噬坏死组织细胞，为组织的再生和修复奠定基础。修复期主要是组织增生和肉芽形成，新的毛细血管生成，血管重建，新生肉芽组织形成。成熟期主要是瘢痕重塑的过程，组织连接修复，伤口逐渐收缩闭合，上皮细胞沿伤口爬行，逐渐覆盖伤口而形成瘢痕，随着时间推移，修复创伤的瘢痕组织、痂等逐渐调整，修复组织以适应生理功能，最终达到受伤部位外观和功能的改善。 [0078] 因此，敷料针对伤口在不同愈合阶段的修复作用应当结合组织形态和生理特点进行针对性的功能参数设置，例如，基于不同愈合阶段的持续时间和纳米纤维敷料的降解速率，将作用于不同愈合阶段的敷料进行分层配置，分层配置的敷料基于纳米纤维功能参数的区别设置适应伤口不同愈合阶段的组织形态和生理特点，使得作为药物扩散缓释载体的纳米纤维在功能参数方面与愈合阶段具有特定关联，该特定关联至少包括纳米纤维壳层通过纤维孔径尺寸调整控制生长因子释放参数、纳米纤维壳层降解速率与自源性富血小板血浆寿命周期相匹配以及纳米纤维分层配置尺寸与愈合阶段持续时间相适应中的一种或多种，使得本申请的纳米纤维敷料在纳米纤维微观功能参数设置方面以及纳米纤维构成敷料的一维至三维结构尺寸设置方面能够实现对于不同位置组织伤口以及不同组织伤口愈合阶段修复作用的针对性和适用性。 |
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