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：
创伤、炎症和自然退化等造成组织缺损后，人的自身修复能力有限。随着社会人口老龄化的加剧，相关问题越来越突出。组织工程的兴起为组织修复的研究提供了新的方向，仿生膜因具有较好的仿生性能称为研究的热点，但是目前制备方法得到的仿生膜具有力学性能不足以及软硬组织协调再生性能差的缺点。
cn108136330a公开了一种制备仿生膜的方法，所述方法包含：将包含具有第一聚电解质和如水通道蛋白的跨膜蛋白的第一混合物沉积在载体(support)表面上；在沉积在所述载体表面上的所述第一混合物上沉积包含第二聚电解质和交联剂的第二混合物，其中所述第二聚电解质的电荷与所述第一聚电解质上的电荷相反；并将所述第二聚电解质与所述交联剂交联以获得所述仿生膜，但是该仿生膜具有较好的透析性能，但是未提及其具有较好的生物相容性。
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(nuclearporecomplex，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的结构不可控。
静电纺丝技术是一种简单高效的纳米纤维的制备方法，静电纺丝纤维的形成过程非常复杂，是通过高分子流体静电雾化的特殊形式，此时雾化分裂出的物质不是微小液滴，而是聚合物微小射流，可以运行相当长的距离，固化形成纤维。3d打印是快速成型技术的一种，它是一种以数字模型文件为基础，运用粉末状金属或塑料等可粘合材料，通过逐层打印的方式来构造物体的技术。
基于现有技术，结合静电纺丝技术和3d打印技术，提供一种新的制备方法制备可降解、力学性能较好、仿生性能较好以及孔隙率较高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，通过近场静电纺丝和3d打印相结合，通过优化合适的工艺条件，使得到的医用仿生膜具有较好的力学性能、降解性能、生物相容性、孔隙率以及可控性，且能得到三维立体结构，并能够可控量产，且能保证在低电压条件下，即能得到性能优异的仿生膜，能够减低高电压引发的安全与能耗问题。
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)将聚合物材料进行近场静电纺丝，得到聚合物微纳米纤维；
(2)将步骤(1)得到的聚合物微纳米纤维进行3d打印，得到所述医用仿生膜。
本发明通过近场静电纺丝和3d打印相结合，通过优化合适的工艺条件，使得到的医用仿生膜具有较好的力学性能、降解性能、生物相容性、孔隙率以及可控性，且能得到三维立体结构，并能够可控量产，利用近场静电纺丝得到的微纳米纤维具有较好的柔韧性、连续性和可控性，3d打印能够快速成型，三维结构可控，且能保证在低压条件下进行，避免高压条件可能带来的安全以及能耗问题。
在本发明中，步骤(1)所述聚合物材料包括聚己内酯和/或聚丙交乙交酯。
在本发明中，所述聚己内酯的数均分子量为12000-18000，例如12000、13000、14000、15000、16000、17000、18000等。
在本发明中，所述聚己内酯的粒径为2-10μm，例如2μm、3μm、4μm、5μm、6μm、7μm、8μm、9μm、10μm等。
在本发明中，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，所述聚丙交乙交酯的粒径为2-10μm，例如2μm、3μm、4μm、5μm、6μm、7μm、8μm、9μm、10μm等。
在本发明中，步骤(1)所述近场静电纺丝包括熔融近场静电纺丝和溶液近场静电纺丝，优选熔融近场静电纺丝。
在本发明中，所述熔融近场静电纺丝的工作参数包括：熔体挤出时气压为4-20kpa(例如4kpa、5kpa、8kpa、10kpa、12kpa、15kpa、18kpa、20kpa等)，电压为2-4kv(例如2kv、2.3kv、2.5kv、2.8kv、3kv、3.2kv、3.5kv、3.8kv、4kv等)，注射器针尖与收集装置之间的距离为2-10mm(例如2mm、3mm、4mm、5mm、6mm、7mm、8mm、9mm、10mm等)，收集平台的运动速度为10-100mm/s(例如10mm/s、15mm/s、20mm/s、25mm/s、30mm/s、35mm/s、40mm/s、45mm/s、50mm/s、55mm/s、60mm/s、65mm/s、70mm/s、75mm/s、80mm/s、85mm/s、90mm/s、95mm/s、100mm/s等)，加速度为100-1000mm/s2(例如100mm/s2、200mm/s2、300mm/s2、400mm/s2、500mm/s2、600mm/s2、700mm/s2、800mm/s2、900mm/s2、1000mm/s2等)。
在本发明中，所述溶液近场静电纺丝的工作参数包括：溶液流速为10-100μl/h(例如10μl/h、20μl/h、30μl/h、40μl/h、50μl/h、60μl/h、70μl/h、80μl/h、90μl/h、100μl/h等)，电压为2-4kv(例如2kv、2.3kv、2.5kv、2.8kv、3kv、3.2kv、3.5kv、3.8kv、4kv等)，注射器针尖与收集装置之间的距离为2-10mm(例如2mm、3mm、4mm、5mm、6mm、7mm、8mm、9mm、10mm等)，收集平台的运动速度为10-100mm/s(例如10mm/s、15mm/s、20mm/s、25mm/s、30mm/s、35mm/s、40mm/s、45mm/s、50mm/s、55mm/s、60mm/s、65mm/s、70mm/s、75mm/s、80mm/s、85mm/s、90mm/s、95mm/s、100mm/s等)，加速度为100-1000mm/s2(例如100mm/s2、200mm/s2、300mm/s2、400mm/s2、500mm/s2、600mm/s2、700mm/s2、800mm/s2、900mm/s2、1000mm/s2等)。
本发明通过筛选合适的近场静电纺丝的工艺条件，使得到的微纳米纤维具有较好的力学性能和可控性，以及较高的孔隙率，且在较低电压下进行，避免了过高电压使用带来的安全隐患以及能耗问题。
在本发明中，所述近场静电纺丝为溶液近场静电纺丝，所述步骤(1)还包括在进行近场静电纺丝之前将聚合物材料溶于溶剂中得到聚合物溶液。
在本发明中，所述溶剂包括三氯甲烷、乙醇或n,n-二甲基酰胺中的任意一种或至少两种的组合，优选三氯甲烷和乙醇的组合。
在本发明中，所述三氯甲烷和乙醇的体积比为(2-4):1，例如2:1、2.2:1、2.5:1、2.7:1、3:1、3.2:1、3.5:1、3.7:1、4:1等。
在本发明中，所述聚合物溶液中聚合物的浓度为10-20wt％，例如10wt％、11wt％、12wt％、13wt％、14wt％、15wt％、16wt％、17wt％、18wt％、19wt％、20wt％等。
在本发明中，步骤(1)所述聚合物微纳米纤维的直径为0.1-50μm，例如0.1μm、1μm、2μm、5μm、10μm、15μm、20μm、25μm、30μm、35μm、40μm、45μm、50μm等，优选0.1-1μm。
在本发明中，步骤(2)所述3d打印包括：通过计算机辅助建立医用仿生膜的三维制件模型，而后根据制件路径进行打印。
作为本发明的优选技术方案，所述制备方法包括如下步骤：
(1)将聚己内酯和/或聚丙交乙交酯进行熔融近场静电纺丝，得到直径为0.1-50μm的聚合物微纳米纤维，其中熔融近场静电纺丝的工作参数包括：熔体挤出时气压为4-20kpa，电压为2-4kv，注射器针尖与收集装置之间的距离为2-10mm，收集平台的运动速度为10-100mm/s，加速度为100-1000mm/s2；
或，将聚己内酯和/或聚丙交乙交酯溶液进行溶液近场静电纺丝，得到直径为0.1-50μm的聚合物微纳米纤维，其中溶液近场静电纺丝的工作参数包括：溶液流速为10-100μl/h，电压为2-4kv，注射器针尖与收集装置之间的距离为2-10mm，收集平台的运动速度为10-100mm/s，加速度为100-1000mm/s2；
(2)通过计算机辅助建立医用仿生膜的三维制作模型，而后根据制作路径，利用步骤(1)得到的聚合物微纳米纤维进行3d打印，得到所述医用仿生膜。
本发明的目的之二在于提供一种如目的之一所述的制备方法制备得到所述医用仿生膜。
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：
本发明通过近场静电纺丝和3d打印结合，通过优化合适的工艺条件，使得到的医用仿生膜具有较好的力学性能、降解性能、生物相容性、孔隙率以及可控性(弹性模量6.54mpa，断裂伸长率为112％，孔隙率为93.32％，软骨细胞能够在仿生膜上正常生长)，且能够实现医用仿生膜的三维快速成型以及可控量产，且在较低电压下进行，避免了过高电压带来的安全隐患以及能耗问题。
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)将聚己内酯进行熔融近场静电纺丝，得到直径为20μm的聚合物微纳米纤维，其中熔融近场静电纺丝的工作参数包括：熔体挤出时气压为10kpa，电压为3kv，注射器针尖与收集装置之间的距离为5mm，收集平台的运动速度为50mm/s，加速度为500mm/s2；
(2)通过计算机辅助建立医用仿生膜的三维制作模型，而后根据制作路径，利用步骤(1)得到的聚合物微纳米纤维进行3d打印，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/t9341-2000，测试结果：弹性模量6.54mpa，断裂伸长率为112％。
将本实施例得到的医用仿生膜进行孔隙率测试，孔隙率根据比重瓶法测试，得到医用仿生膜的孔隙率为90.32％。
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)将聚丙交乙交酯进行熔融近场静电纺丝，得到直径为0.1μm的聚合物微纳米纤维，其中熔融近场静电纺丝的工作参数包括：熔体挤出时气压为4kpa，电压为4kv，注射器针尖与收集装置之间的距离为2mm，收集平台的运动速度为100mm/s，加速度为100mm/s2；
(2)通过计算机辅助建立医用仿生膜的三维制作模型，而后根据制作路径，利用步骤(1)得到的聚合物微纳米纤维进行3d打印，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，测试方法同实施例1，测试结果：弹性模量5.84mpa，断裂伸长率为104％。
将本实施例得到的医用仿生膜进行孔隙率测试，孔隙率根据比重瓶法测试，得到医用仿生膜的孔隙率为89.11％。
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)将聚己内酯进行熔融近场静电纺丝，得到直径为50μm的聚合物微纳米纤维，其中熔融近场静电纺丝的工作参数包括：熔体挤出时气压为20kpa，电压为2kv，注射器针尖与收集装置之间的距离为10mm，收集平台的运动速度为10mm/s，加速度为1000mm/s2；
(2)通过计算机辅助建立医用仿生膜的三维制作模型，而后根据制作路径，利用步骤(1)得到的聚合物微纳米纤维进行3d打印，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/t9341-2000，测试结果：弹性模量6.03mpa，断裂伸长率为111％。
将本实施例得到的医用仿生膜进行孔隙率测试，测试方法同实施例1，得到医用仿生膜的孔隙率为93.32％。
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)将浓度为15wt％的聚己内酯溶液(溶剂为三氯甲烷和乙醇的混合液，二者体积比为3:1)进行溶液近场静电纺丝，得到直径为40μm的聚合物微纳米纤维，其中溶液近场静电纺丝的工作参数包括：溶液流速为20μl/h，电压为4kv，注射器针尖与收集装置之间的距离为6mm，收集平台的运动速度为80mm/s，加速度为800mm/s2；
(2)通过计算机辅助建立医用仿生膜的三维制作模型，而后根据制作路径，利用步骤(1)得到的聚合物微纳米纤维进行3d打印，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，测试方法同实施例1，测试结果：弹性模量5.06mpa，断裂伸长率为97％。
将本实施例得到的医用仿生膜进行孔隙率测试，孔隙率根据比重瓶法测试，得到医用仿生膜的孔隙率为90.21％。
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)将浓度为10wt％的聚己内酯溶液(溶剂为三氯甲烷和乙醇的混合液，二者体积比为4:1)进行溶液近场静电纺丝，得到直径为10μm的聚合物微纳米纤维，其中溶液近场静电纺丝的工作参数包括：溶液流速为80μl/h，电压为2kv，注射器针尖与收集装置之间的距离为3mm，收集平台的运动速度为30mm/s，加速度为200mm/s2；
(2)通过计算机辅助建立医用仿生膜的三维制作模型，而后根据制作路径，利用步骤(1)得到的聚合物微纳米纤维进行3d打印，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，测试方法同实施例1，测试结果：弹性模量4.86mpa，断裂伸长率为92％。
将本实施例得到的医用仿生膜进行孔隙率测试，孔隙率根据比重瓶法测试，得到医用仿生膜的孔隙率为88.21％。
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6
与实施例1的区别仅在于，注射器针尖与收集装置之间的距离为20mm，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力学性能测试，测试方法同实施例1，测试结果：弹性模量为4.58mpa，断裂伸长率为85％，通过和实施例1的对比可知，当注射器针尖与收集装置之间的距离过高，则会影响微纳米纤维的力学性能。
将本实施例得到的医用仿生膜进行孔隙率测试，孔隙率通过比重瓶法测试，得到医用仿生膜的孔隙率为88.11％。
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7
与实施例1的区别仅在于，收集平台的运动速率为200mm/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力学性能测试，测试方法同实施例1，测试结果：弹性模量为4.32mpa，断裂伸长率为78％，通过和实施例1的对比可知，当注射器针尖与收集装置之间的距离过高，则会影响微纳米纤维的力学性能。
将本实施例得到的医用仿生膜进行孔隙率测试，孔隙率通过比重瓶法测试，得到医用仿生膜的孔隙率为86.11％。
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。
对比例1
与实施例4的区别仅在于熔融近场静电纺丝的工作参数为：溶液流速为800μl/h，电压为20kv，注射器针尖与收集装置之间的距离为6cm，收集平台的运动速度为5cm/s，加速度为25cm/s2，其余制备方法均与实施例1相同。
通过和实施例1的对比可知，当采用普通的近场静电纺丝替代本发明的近场静电纺丝，导致在制备过程中纤维在电场中的劈裂、拉伸和细化程度不够，得到的聚合物纤维的直径过大，从而影响仿生膜的应用，且需要消耗过高的电压，容易引发安全隐患和能耗问题。
对比例2
与实施例1的区别仅在于近场静电纺丝的电压为1kv，其余制备方法均与实施例1相同。
将近场静电纺丝的电压降为1kv，在纺丝过程中对聚合物不能起到较好的熔融作用，从而影响静电纺丝的效果，得到的聚合物微纳米纤维的均一性和连续性均较差。
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。