CN103800942B - 骨盆底修补片 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种骨盆底修补片，其包括纤维膜，所述纤维膜至少包括具有定向取向的第一纤维层和无取向的第二纤维层。该骨盆底修补片具有良好的生物相容性，良好的柔软度和良好的组织顺应性，利于组织长入以形成牢固的修复，进一步可以具有抗感染、止血的特性。该盆底修补片也能用于制作无张力悬吊带，用以治疗压力性尿失禁。

Description

骨盆底修补片

技术领域

本发明涉及一种生物医用技术领域的修补片，特别涉及一种用于骨盆底障碍性疾病的骨盆底修补片。

背景技术

女性盆底是由半封闭骨盆出口的多层肌肉、筋膜、韧带等构成的复杂的盆底支持***，受生育、疾病、衰老等因素的影响，骨盆底周围的软组织对盆腔器官的支持作用减弱，导致出现各种骨盆底障碍性疾病。骨盆底障碍性疾病是女性的常见病和多发病。女性骨盆底障碍性疾病(Pelvic Floor Dysfunctiondisease，PFD)，又称骨盆底缺陷或骨盆底支持组织松弛，主要表现为盆腔脏器（如膀胱、子宫、直肠、***和小肠等）的脱垂、膨出(Pelvic Organ Prolapse，POP)和压力性尿失禁(StressUrinary Incontinence,SUI)。POP和SUI两者紧密相关，对妇女的生活和健康造成严重的影响。目前，对于中度及以上脱垂者手术治疗是首选。手术中应用骨盆底修补片治疗骨盆底障碍性疾病，其效果得到广大医护人员及患者的认可。

目前采用骨盆底修补片进行手术治疗时需要将补片放在筋膜层和***外壁之间以提供一定的力学支撑以治疗脏器脱垂。其中筋膜是贯穿身体的一层致密***，它包绕着肌肉、肌群、血管、神经等。筋膜又分为三层结构，分别为浅筋膜、深筋膜、内脏筋膜。筋膜内含紧密规则排列的胶原纤维，胶原纤维的方向是顺着拉力方向，所以，筋膜具有很强的单向抗拉性能。***壁由粘膜、肌层及纤维组织膜构成，有很多横纹皱襞。***壁富有静脉丛，故局部受损伤易出血或形成血肿。所以，理想的盆底修复补片应该具有良好生物相容性，良好的组织顺应性，良好的柔软度，满足筋膜层和***壁组织不同的结构和生长要求，迅速引导对应组织的长入，以恢复对盆底脏器的支撑。

目前骨盆底修复产品中，以聚丙烯为主的编织材料制成的不可降解网片占据绝大部分市场，但这种补片逐渐暴露出较为严重的不良反应，如侵蚀、皱缩、出血、疼痛等问题。2005-2007年，报道出血1000例不良使用案例，从2008年到2010年，有过2874例不良报道，已经引起社会和FDA的重点关注。FDA正建议将该类产品从植入II类医疗器械升至监管最高级别的III类器械，并已要求相关厂家提供完整的临床报告和市场跟踪报告。2012年1月，FDA下令33家骨盆底修复补片制造商和7家压力性尿失禁补片制造商进行产品的深入临床研究。2012年6月，强生（Johnson&Johnson）公司发布公告，截止2013年第一季度，将会在全球范围内暂停公司所有骨盆底修复产品。目前Johnson&Johnson，American Medical Systems，C.R.Bard，BostonScientific等公司面临上百件相关问题引起的法律诉讼。

以上不良反应来自多方面，主要是由于材料本身、工艺和手术方式等引起。如聚丙烯等材料通过编织技术制备的网片质地较硬、表面粗糙、与植入部位顺应性吻合度差。这种较硬、较粗糙的材料植入体内，手术部位具有较为明显的异物感，而且在某些病人身上会出现材料移位导致对正常部位组织的挤压甚至穿刺，出现严重的侵蚀。且与植入部位结构较低的吻合度，组织长入较差，基本处于组织对材料的包裹，与材料结合并不紧密，从长期看来存在安全隐患。在后期实验中也证实，组织和网片结合性并不好，取出材料后，可以较容易地将组织和网片剥离，这也是聚丙烯网片容易出现移位导致侵蚀现象的一个原因。

无论是侵蚀还是皱缩，一旦出现这种问题在绝大部分情况下需要二次手术进行修复，或者将网片彻底移除。这将非常严重地影响患者的正常生活，给病人的心理、生理带来巨大创伤，很多病人会在网片移除后仍然感到不适和疼痛，甚至无法正常坐立，或者影响夫妻生活。

为了解决上述产品的问题，现有技术（如CN101773689A）中提出使用静电纺丝代替传统的编织方法来制备外科生物修补片。静电纺丝是一种制备聚合物超细纤维简单而有效的加工方法，由于其制备出来的超细纤维可达到微纳米级，纳米仿生支架表面较光滑，在一定程度上能有效地模拟天然细胞外基质结构，给细胞的生长和攀爬提供了较好的微环境。目前这一特性使静电纺丝方法制备的纳米纤维膜材料特别适用于生物医用领域，如生物膜、药物输送、组织工程等的支架材料等。

然而，常规电纺出来的纤维排列无序松散，导致电纺膜力学强度较差；与一些人体组织的有序结构相差很大，如肌纤维的排列等，表面细胞生长也无取向，无法满足盆底筋膜组织顺应性匹配要求。目前在临床上只能用于力学强度要求较低的部位，如皮肤。为了提高力学性能，通常方法是使电纺膜稍厚一点（如大于0.5mm），但在长期动物实验中可见内部毛细血管贯通性较差。

因此，通过编织或一般静电纺丝技术得到的补片，其内部取向各向异性，无法在组织自我修复时给成纤维细胞的生长提供方向性。

发明内容

发明要解决的问题

针对上述现有技术中的各种问题，本发明提供一种骨盆底修复材料，其具有良好的生物相容性、良好的组织顺应性和良好的柔软度，利于细胞和组织的快速、定向长入以形成牢固的修复，且材质柔软减少或避免术后异物感，进一步可具有抗感染、止血的特性。

用于解决问题的方案

本发明提供一种骨盆底修补片，其特征在于，所述骨盆底修补片包括纤维膜，所述纤维膜至少包括具有定向取向的第一纤维层和无取向的第二纤维层。所述纤维膜的第一纤维层和第二纤维层之间还可以具有中间层。所述的中间层优选为无取向纤维层。

本发明的骨盆底修补片，其中所述纤维膜的各层之间通过静电纺丝、超声融合或缝合的方式结合。

本发明的骨盆底修补片，其中所述纤维膜的各层之间优选通过静电纺丝的方式紧密结合。例如，所述纤维膜为双层膜时，通过电纺直接从第一纤维层过渡到第二纤维层，两层结合紧密不分层。当所述纤维膜还具有中间层时，可以通过电纺直接从第一纤维层过渡到中间层，再到第二纤维层。

本发明的骨盆底修补片，其中所述纤维膜经过制孔处理、升温处理和浸泡处理中的一种或多种的方式进行处理。

本发明的骨盆底修补片，其中所述制孔处理为冲压制孔、激光制孔、局部压熔制孔。

本发明的骨盆底修补片，其中所述骨盆底修补片包含与所述纤维膜结合的编织网或记忆金属。

本发明的骨盆底修补片，其中所述纤维膜用金属丝或聚合物纤维进行缝纫处理。

本发明的骨盆底修补片，其中所述纤维膜的第一纤维层是由直径为10nm～20μm的纤维丝定向排列而形成的具有多孔状三维结构的层；所述纤维膜的第二纤维层是由直径为10nm～20μm的纤维丝无序交织而形成的具有多孔状三维结构的层；当所述纤维膜具有中间层时，所述中间层优选为由直径为10nm～20μm的纤维丝无序交织而形成的具有多孔状三维结构的层。

本发明的骨盆底修补片，其中所述骨盆底修补片的厚度为0.25mm～0.8mm，贯穿孔的孔径大小为0.4～2mm，拉伸强度为30～80N。

本发明的骨盆底修补片，其中制备所述纤维膜的纤维材料为可降解材料、不可降解材料或其组合。

本发明的骨盆底修补片，其中所述可降解材料选自由聚乳酸、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、胶原蛋白、明胶、纤维蛋白、丝蛋白、弹力蛋白拟态的肽聚合物、壳聚糖和改性壳聚糖组成的组中的一种或多种。

本发明的骨盆底修补片，其中所述不可降解材料选自聚氟类材料、聚烯烃、聚氨酯中的一种或多种。

本发明的骨盆底修补片，其中所述不可降解材料为聚偏二氟乙烯。

本发明的的骨盆底修补片，其中所述骨盆底修补片中含有抗感染类药物、止血类药物和/或微纳米颗粒。

本发明的骨盆底修补片，其中所述抗感染类药物包括氨苄西林类、螺旋霉素类、磺胺类、喹诺酮类、和/或头孢类抗生素。

本发明的骨盆底修补片，其中所述的止血类药物包括6-氨基己酸、对羧基苄胺、止血环酸、三七、和/或云南白药。

本发明的骨盆底修补片，其中所述微纳米颗粒包括SiO₂、TiO₂、ZnO、Ag、Ni、季铵盐、壳聚糖、海藻酸钙、聚乙烯醇、和/或天然大分子的纳米粒子。

本发明的无张力悬吊带，其特征在于，所述无张力悬吊带使用上述的骨盆底修补片制备。优选，其用于治疗压力性尿失禁。

发明的效果

本发明的骨盆底修补片具有良好的生物相容性，良好组织顺应性，良好的柔软度，利于组织快速和定向长入以形成牢固的修复，有效减少或避免对***外壁的损伤，并进一步具有抗感染、止血的特性。所述修补片还能用于制作无张力悬吊带，用以治疗压力性尿失禁。

附图说明

图1（A）为兔腹部皮下肌肉层植入实验手术照

图1（B）为兔腹部皮下肌肉层植入3月后解剖照

图2为兔腹部皮下肌肉层植入6月后解剖照

图3（A）为***壁植入实验手术照

图3（B）为***壁植入1月后解剖照

图4（A）为双层纤维膜（实验组）的***壁植入实验样品病理图

图4（B）为单层纤维膜（对照组1）的***壁植入实验样品病理图

图4（C）为聚丙烯网片（对照组2）的***壁植入实验样品病理图

图5为本发明的双层纤维膜的结构示意图

图6为本发明的双层纤维膜中无取向的第二纤维层含有药物的结构示意图

图7为图6中I部分的放大图

图8为本发明的双层纤维膜的第一和第二纤维层中均含有药物的结构示意图

图9为本发明的多层纤维膜的结构示意图

图10为本发明的多层纤维膜中无取向的第二纤维层和中间层中均含有药物的的结构示意图

图11为图10中II部分的放大图

附图标记说明

图1和2中（1）、（2）、（3）分别是双层纤维膜（实验组）、单层纤维膜（对照组1）和聚丙烯网片（对照组2）。

图3中白色箭头所示为双层纤维膜样品。

图5、6、8-10中的A为无取向的第二纤维层，B为具有定向取向的第一纤维层，图9和10中的C为中间层。

图7和11中的1指具有定向取向的第一纤维层，2指无取向的第二纤维层，3指药物。图11中的4指中间层，5指药物。

具体实施方式

本发明提供一种骨盆底修补片，其特征在于，所述骨盆底修补片包括纤维膜，所述纤维膜至少包括具有定向取向的第一纤维层、无取向的第二纤维层，其符合人体组织特性，利于更好的修复。所述纤维膜可以进一步包括中间层。

本发明骨盆底修补片包含纤维膜，其可以为双层膜或多层膜。其顶层为具有定向取向的第一纤维层，手术时接触筋膜层；底层为无取向的第二纤维层，手术时接触***外壁。顶层和底层之间还可以加上由纤维构成的中间层，优选其中包含药物起到止血、抗感染的作用。第一纤维层具有规则纤维朝向，模拟筋膜内细胞外基质中的胶原纤维排列方向，可以引导细胞生长，为细胞及其新分泌的细胞外基质提供定向骨架，从结构上尽可能模仿机体自身的组织结构。可以实现较好的术后修复效果，减小复发率。第二纤维层为无取向纤维层，符合***壁外层纤维层的结构特征，利于***壁和产品的结合。中间层优选为无取向纤维层，可根据不同的临床需要，如止血、抗感染、消炎等，加载不同药物。根据不同的临床需要，顶层和底层的第一纤维层和第二纤维层也可以加载药物。

所述纤维层的纤维材料可以为不可降解材料、可降解材料、或其结合。所述不可降解材料主要包括聚氟类材料，如聚偏二氟乙烯（PVDF）、聚四氟乙烯（PTFE）等；聚烯烃，如聚乙烯、聚丙烯等；聚氨酯类材料，如聚氨基甲酸酯（PU）、聚碳酸酯聚氨酯（PCU）、热塑性聚氨酯（TPU）、硅烷改性聚氨酯（SPU）等。所述可降解材料主要包括聚乳酸（PLA）、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）等合成材料；胶原蛋白、明胶、纤维蛋白、丝蛋白、弹力蛋白拟态的肽聚合物和天然高分子材料；壳聚糖、改性壳聚糖。其中，优选聚偏二氟乙烯材料制备的骨盆底修补片，其具有良好的组织相容性和耐久性，力学强度好。所述第一纤维层、第二纤维层和中间层中使用的纤维材料可以相同也可以不同。

本发明中所述的定向纤维层是指在该纤维层中的纤维具有单一的取向，所述的无取向纤维层是指该纤维层中的纤维不具有单一的取向，包括无规取向以及编织形成的取向等情况。本发明的第一纤维层、第二纤维层和中间层可以使用上述纤维材料，通过现有技术中已有的纺织方法制备，例如纺粘无纺技术和缝编无纺技术。优选第一纤维层通过静电纺丝的方法制备得到具有单一纤维朝向的定向纤维层，第二纤维层和中间层优选通过静电纺丝的方法制备得到无取向的纤维层。本发明的纤维膜的各层之间可以直接通过静电纺丝结合在一起，也可在分别制得各层之后使用超声融合或者缝合等方式结合。

本发明优选使用静电纺丝的方法制备所述第一纤维层、第二纤维层和中间层。静电纺丝能做成具有足够力学强度的支架材料，接近或者达到现有市售聚丙烯编织网片，在修复中能提供可靠的物理支撑效果。更加主要的是，这种静电纺丝支架非常柔软，组织柔顺性相当好。在体内的异物感很低，而且不会对周围组织产生磨损现象。同时，组织和细胞能很快长入材料内部，后期实验证实正常组织和材料紧密嵌合，结合强度非常高，无法将两者完整分开。六个月的动物体内实验表明，材料和附近组织已生长成为一个整体。本发明的第一纤维层的结构模拟细胞外基质结构，十分利于成纤维细胞和毛细血管的长入，对肌肉、筋膜的自我修复起到关键作用，可实现长时稳定的修复效果。以上两者将保证本发明的修补片具有很好的生物相容性和组织相容性，避免出现编织网片的侵蚀现象，这是对传统产品的根本性的变革。

为更加贴合人体自身组织结构，利于细胞贴附、生长和组织修复，在制备过程中可以采用多阶段工艺制备出同时具两种表面特性的纤维膜。这与手术时放置方式相匹配，可以达到良好效果。

所述补片中可含有抗感染类、止血类药物或者微纳米粒子。所述抗感染类药物包含并不限于氨苄西林类，螺旋霉素类，磺胺类，喹诺酮类，头孢类等抗生素。所述的止血类药物包括但不限于6-氨基己酸、对羧基苄胺、止血环酸、三七、云南白药。所述微纳米颗粒包括SiO₂、TiO₂、ZnO、Ag、Ni、季铵盐、壳聚糖、海藻酸钙、聚乙烯醇、天然大分子的纳米粒子。优选微纳米颗粒为壳聚糖，可同时起到止血的作用。

本发明的骨盆底修补片，其中所述纤维膜可以进一步经过后处理改性，例如可以经过制孔处理、升温处理和浸泡处理中的一种或多种的方式进行处理。如产品通过拉伸能改变材料的致密度和弹性性能。

所述制孔处理可以使用冲压制孔、激光制孔、局部压熔制孔等方法以形成贯穿纤维膜上下表面的贯穿孔。其中优选激光制孔，通过调节和优化参数，激光切割成孔后，孔洞周边会被高温瞬间熔融一部分，成为致密结构，孔洞周边熔融部分的宽度为约0.02~0.05mm。该熔融部分可以起到固定孔洞尺寸，维持产品整体力学性能的作用。在使用静电纺丝制备纤维膜时，可通过采用金属、绝缘交错网格接收板，接收板带具图案化的静电排斥纹路来制孔。

长期的盆底修复***研究表明，补片的孔径对治疗效果至关重要。而传统电纺工艺制备的支架孔隙率高，但是孔径很小；且一般的成孔方法会极大影响电纺支架的力学性能。本发明通过研究和比较不同的后处理工艺，并经过大量体外、体内生物学实验，经过反复优化得出力学强度好、更加柔软和治疗效果较好的膜片材料，具备合适的孔径大小和孔洞排列。如采用一定尺寸的孔洞交错排列或者不同尺寸孔洞相结合的方式能更好地利于组织长入，在提高物质内外交换的同时，也利于组织、细胞生长时代谢产物的快速排除。同时，孔洞为组织生长提供更多空间，更利于毛细血管的穿透。

本发明的纤维膜的顶层是由直径为10nm～20μm的纤维丝定向排列而成的具有多孔状的三维结构。所述纤维膜的底层是由直径为10nm～20μm的纤维丝无序交织而成的具有多孔状的三维结构。所述纤维膜的厚度优选为0.25mm～0.8mm，贯穿孔的孔径大小为0.4～2mm，纤维膜的拉伸强度为30～80N。更优选纤维膜的厚度为0.25～0.4mm。为保持力学强度，可以采用大孔和小孔相结合的方式制备：如按照4～8mm间距打上0.8～2.0mm直径的大孔；在大孔周围间错打上0.4～0.6mm直径的小孔。这样可以保持修补片力学强度的同时增加孔洞数量，更利于组织快速贯通生长。

所述骨盆底修补片还可以包含与所述纤维膜结合的编织网或记忆金属。所述纤维膜表面还可以用金属丝或聚合物纤维进行缝纫处理。

本发明的一个具体实施方案中，使用静电纺丝制备第一纤维层的操作条件为调节微量注射泵的速率为0.1～15.0毫升／小时，调节高压发生器的电压为15～45kV，调节接收装置的接收距离为15.0～30.0厘米，调节电纺针头的移动速度1～20厘米/秒，接收辊转速为2000～6000圈/分，从而制得第一纤维层。

本发明的一个具体实施方案中，使用静电纺丝制备第二纤维层的操作条件为调节微量注射泵的速率为0.1～15.0毫升／小时，调节高压发生器的电压为15～45kV，调节接收装置的接收距离为15.0～30.0厘米，调节电纺针头的移动速度1～20厘米/秒，接收板不动（接收辊转速为50～1000圈/分），从而制得第二纤维层。

本发明的一个具体实施方案中，可以将高聚物和抗感染类药物分别溶于不同溶剂中，各自形成均一、稳定的溶液。然后将上述均一的高分子溶液和药物溶液分别装入不同的静电纺丝注射器中，电纺制得第二纤维层。然后，改变条件，在第二纤维层上形成第一纤维层，从而制得双层纤维膜。在另一具体实施方案中，可以先制备第一纤维层，然后在其上形成第二纤维层。上述方案中也可以不在第一纤维层和第二纤维层中添加抗感染类药物，而在中间层中添加抗感染类药物。

本发明的另一个具体实施方案中，可以使用静电纺丝分别制备第一纤维层和第二纤维层，然后使用超声波熔融法，将第一纤维层和第二纤维层结合在一起，形成双层纤维膜。

此外，在本发明的另一个具体实施方案中，将高聚物溶解在溶剂中制成均一溶液，然后，将聚丙烯或其他不降解或可降解材料制成的编织网片在上述高聚物溶液中浸润后取出，干燥。接着，将上述网片卷在接收辊表面。将上述高聚物溶液装入静电纺丝注射器中，从而在所述编织网片上制得第一纤维层。在电纺结束后，将表面带有电纺层的网片取下，从而得到本发明的双层纤维膜。

如图5所示，本发明的双层纤维膜可以示例性地的包括具有定向取向的第一纤维层B和无取向的第二纤维层A。其中可以如图6、7所示，无取向的第二纤维层A（2）含有药物3，而具有定向取向的第一纤维层B（1）不含有药物，或如图8所示双层纤维膜的双层分别含有相同或不同的药物。此外，如图9所示，本发明的纤维膜可以为多层纤维膜，在具有定向取向的第一纤维层B和无取向的第二纤维层A之间还设置中间层C。如图10、11所示，无取向的第二纤维层A（2）和中间层C（4）分别含有相同或不同的药物3和5。

为了更好的说明本发明，下面以具体实施例的方式进行说明，但是本发明并不仅限于实施例的具体方式。本发明中，在没有特别指出的情况下，所述的百分比均为质量百分比。

实施例

<纤维膜的制备>

实施例1（双层电纺膜的制备）

将聚偏二氟乙烯（PVDF）溶于二甲基乙酰胺（DMAc）溶剂中，形成聚偏二氟乙烯的浓度为20g/100mL的均一溶液。

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22kV，调节接收装置的接收距离为20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4000圈/分，两根针同时进行电纺8小时，从而制备定向取向的第一纤维层。接着，将转速调低至80圈/分，同样使用两根针进行电纺8小时，从而制备无取向的第二纤维层。结束后将膜从接收辊上取下，在真空干燥箱中50℃保温去除溶剂。

实施例2（三层纤维膜的制备）

将聚乙醇酸、聚乳酸分别溶于六氟异丙醇（HFIP）得到溶液a，其中聚乙醇酸的浓度为8g/100mL，聚乳酸的浓度为10g/100mL。

将聚乙醇酸、聚乳酸、药物三七溶于六氟异丙醇得到溶剂b，其中聚乙醇酸的浓度为6g/100mL，聚乳酸的浓度为8g/100mL，药物三七的浓度为10g/100mL。

然后将上述溶液a装入静电纺丝注射器中，调节微量注射泵的速率为2毫升／小时，调节高压发生器的电压为15kV，调节接收装置的接收距离为20厘米。接收装置使用转动辊，电纺针头的移动速度3厘米/秒，接收辊转速为2000圈/分，两根针同时进行电纺3小时，从而制备定向取向的第一纤维层。接着，将静电纺丝注射器中的溶液换成上述溶液b，将转速调低至80圈/分，同样使用两根针进行电纺5小时，从而电纺制备无取向的中间层。然后，将静电纺丝注射器中的溶液换成上述溶液a，保持接收辊转速80圈/分，使用两根针进行电纺8小时，从而电纺制备无取向的第二纤维层。结束后将膜从接收辊上取下，在真空干燥箱中50℃保温去除溶剂。

实施例3（三层纤维膜的制备）

将高聚物聚碳酸酯聚氨酯（PCU）溶于二甲基甲酰胺（DMF）得到溶液a，其中PCU的浓度为12g/100mL。

将PCU、药物氨苄西林溶于DMAc中得到溶液b，其中PCU的浓度为12g/100mL，药物氨苄西林的浓度为15g/100mL。

然后将上述溶液a装入静电纺丝注射器中，调节微量注射泵的速率为12毫升／小时，调节高压发生器的电压为42kV，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26厘米/秒，接收辊转速为4000圈/分，两根针同时进行电纺2小时，从而制备定向取向的第一纤维层。接着，将静电纺丝注射器中的溶液换成上述溶液b，将转速调低至300圈/分，调节微量注射泵的速率为6毫升／小时，同样使用两根针进行电纺3小时，从而电纺制备无取向的中间层。然后，将静电纺丝注射器中的溶液换成上述溶液a，保持接收辊转速300圈/分，调节微量注射泵的速率为12毫升／小时，使用两根针进行电纺4小时，从而电纺制备无取向的第二纤维层。结束后将膜从接收辊上取下，在真空干燥箱中50℃保温去除溶剂。

实施例4（两层纤维膜的制备）

将聚己内酯（PCL）溶于六氟异丙醇得到溶液a，其中PCL的浓度为15g/100mL。

向上述溶液a中添加纳米银（直径10~20nm）得到悬浮液b，其中纳米银的浓度为10g/100mL。

然后将上述溶液a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为25kV，调节接收装置的接收距离为16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3000圈/分，两根针同时进行电纺5小时，从而制备定向取向的第一纤维层。然后，将静电纺丝注射器中的溶液换成上述悬浮液b，将接收辊转速降至200圈/分，使用两根针进行电纺6小时，从而制备无取向的第二纤维层。结束后将膜从接收辊上取下，在真空干燥箱中50℃保温去除溶剂。

实施例5（超声融合法制备三层纤维膜）

将热塑性聚氨酯（TPU）溶于DMF得到TPU浓度为14g/100mL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20kV，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3000圈/分，两根针同时进行电纺6小时，从而制备定向取向的第一纤维层。

将热塑性聚氨酯（TPU）溶于DMF得到TPU浓度为14g/100mL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3毫升／小时，调节高压发生器的电压为25kV，调节接收装置的接收距离为16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，从而制备无取向的第二纤维层。

将聚乳酸-羟基乙酸共聚物（PLGA）和壳聚糖溶于HFIP中，其中PLGA的浓度为12g/100mL，壳聚糖的浓度为10g/100mL。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2毫升／小时，调节高压发生器的电压为30kV，调节接收装置的接收距离为18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200圈/分，两根针同时进行电纺4小时，从而制得无取向的中间层。

将上述将第一纤维层、中间层和第二纤维层按顺序叠置在一起，然后使用20000Hz频率超声（福坦机械设备有限公司，型号JT-200-S），每隔10厘米的距离通过点超声融合的方式将上述各层连接在一起。

实施例6（编织网与电纺结合）

将聚乳酸（PLA）溶于HFIP得到浓度为20g/100mL的溶液。将聚四氟乙烯编织网片在上述高聚物溶液中浸润后取出、干燥。接着，将上述网片卷在接收辊表面。对网片表面喷洒溶剂，使其微微湿润后开始电纺。

将聚乳酸（PLA）的浓度为12g/100mL的六氟异丙醇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为26kV，调节接收装置的接收距离为20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2000圈/分，两根针同时进行电纺4小时，从而在作为第二纤维层的网片上制备定向取向的第一纤维层。结束后，将复合膜片在真空干燥箱中50℃保温去除溶剂。

实施例7（记忆金属）

将实施例3制备的膜片剪裁成产品形状，沿***一圈用手术缝线缝合上直径0.1mm的镍钛合金线。在-10~0℃低温下可将产品进行折叠（如对折）。放置在37℃环境下产品可自动恢复形状。

实施例8（激光制孔）

（大小孔结合）

将实施例5制得的三层纤维膜，进行激光制孔，激光功率为50W，切割速度10cm/s。按照圆心距离计算，每隔8mm用激光打上直径为2mm的大孔，每个大孔之间均匀打上4个直径为0.5mm的小孔。

（交错孔）

将实施例5制得的三层纤维膜，按照圆心距离计算，水平每隔5mm用激光打上直径为1.2mm的孔洞，行与行之间相距0.5cm，且两行之间的孔交错排列，水平位移2.5mm距离。其中，激光功率为40W，切割速度为8cm/s。

<制备无张力悬吊带>

将上述实施例1-8的纤维膜剪裁成40cm×1.5cm长条，灭菌后可以用于治疗压力性尿失禁。

<药物释放体外实验>

将实施例2制得的纤维膜剪裁成2cm×2cm方片，共计20片，分成4组，用环氧乙烷灭菌。将每片浸泡在10mL无菌磷酸缓冲液中（pH=7.4），放置在37℃细胞培养箱中，分别于1周、2周、4周、8周检测，采用高效液相色谱法测量溶液中药物浓度。实验结果（见表1）表明药物从1周后开始缓慢释放，到8周释放出膜片中35%±4%的药物。

表1药物释放数据表

时间（周）	1	2	4	8
					药物累积百分比释放量	10%	12%	20%	35%
误差	±2%	±2%	±3%	±4%

<细胞实验>

将实施例1制得的纤维膜剪裁成直径为3cm的圆片，用环氧乙烷灭菌。在无菌操作台上将圆片放入细胞培养六孔板中，定向取向层朝上为实验组，无取向层朝上为对照组。加入2mL人肌肉成纤维细胞系（C2C12）细胞悬液，放入37℃细胞培养箱中培养。培养1周后取出显微镜下观察，实验组可见大量细胞沿纤维方向生长，而对照组细胞生长无序。

<动物实验例>

A.皮下与肌肉层间植入实验（样品的生物相容性及新生组织生长情况实验）（见图1，图2）

实验动物选用新西兰兔，体重2.2-2.6Kg，年龄6-12个月，共12只。将实验兔随机分成2组，每组6只实验动物，分别对应3和6个月观察期的体内植入。材料实验组为无菌膜片（实施例1），对照组1为单层无序纤维膜，对照组2为聚丙烯网片（强生公司），将材料均裁剪为1cm×4cm。分别植入兔子腹部皮下肌肉层，于术后3个月、6个月观察材料的组织生长情况。

植入方法：去除家兔腹部被毛，消毒，手术刀轻轻切开皮肤，不切开肌肉，用无齿镊轻提腹中线旁的筋膜，同时用手术刀沿腹中线切开筋膜，不损伤肌肉，手术刀柄钝性将皮下筋膜与肌肉分离，暴露出适宜的材料植入范围。所有实验动物，在皮下筋膜与肌肉层间植入实验组样品（图1A（1））、对照组1和对照组2的样品（图1A（2）、（3））。将材料用4号线固定在相应的位置，缝合。

术后3个月，解剖第1组实验动物，由图1可见3组样品生物相容性较好，肉眼可见，实验组表面毛细血管丰富，所有样品的两面均可见有新生组织（图1B）。观察两层膜片，其定向层上面有明显的纤维定向纹理，而无定向层则无明显的纤维定向纹理。而单层纤维层和聚丙烯网片两面组织均无序生长。

术后6个月，解剖第2组实验动物（图2）。观察组织与材料的结合性，聚丙烯材料和单层纤维膜上新生组织未发现定向纹理，且聚丙烯材料易与新生组织剥离，材料内部未见新生组织；单层纤维膜可见新生组织长入膜片内部，膜片和新生组织较难剥离，但生长无序。双层纤维膜已被新生组织完全长入，不能剥离，且定向纤维层上明显可见新生组织的定向纹理。

B.***壁植入实验（见图3和4）

将上述修复补片行新西兰兔***壁的植入实验。新西兰兔，体重2.2-2.6Kg，年龄6-12个月，共18只。将实验兔随机分成2组，每组9只，分别对应1和3个月观察期的体内植入。材料实验组为双层纤维膜（实施例1），对照组1为无序电纺膜片，对照组2为聚丙烯网片（强生公司），尺寸均为1cm×1cm。对实验动物进行麻醉、备皮、仰卧绑定于木板上；消毒铺单，于腹部正中，用4号手术刀顺着兔腹白线切开皮肤及肌肉层，找到膀胱，轻拉提出，以膀胱根部与子宫间的系膜为针脚，用0号线将材料固定（图3A），将膀胱轻轻送入腹腔，关腹。用0号丝线将补片与周围的肌肉间断缝合。用4号丝线间断缝合皮肤。

术后家兔每天上下午各肌注青霉素40万单位，连续注射5天，每天喂食青草的同时观察家兔精神状态和食欲，以及是否出现其他病症。术后第7~10天拆线，饲养过程中详细观察实验动物健康状况和术部材料变化。术后1、3个月时处死实验动物，切开肌肉暴露术部（图3B），观察组织生长情况并取出样品做病理切片。

术后1个月，解剖实验动物后，观察实验组和对照组1的材料表面均有一层新生组织覆盖，新生组织内毛细血管清晰可见，且新生组织与材料结合紧密；实验组材料顺应面，新生组织生长取向纹理明显可见。对照组2材料表面有一层很薄的新生膜覆盖，极少的毛细血管长入新生膜内，新生膜与材料易撕开。

术后3个月，实验结果（见表2）表明，实验组纤维膜与组织长为一体，无法区分，外观上与周围正常组织无异，定向层表面有纤维纹路，符合预期定向设计（病理效果如图4A）。将实验组纤维膜植入部分及其周围组织整体取出，样品柔软，无硬物感。病理切片表明样品炎症反应较轻，异物巨细胞＜3个/HPF，未见炎症肉芽肿组织，未形成纤维包裹。对照组1样品与组织基本长为一体，表面有少量毛细血管，但组织生长无序，病理切片表明样品炎症反应一般（病理效果如图4B）。对照组聚丙烯网片表面有组织生长（病理效果如图4C），但组织生长无序，网片与组织分层，可将两者剥离，炎症反应一般。

表2.三个月后病理结果

	实验组	对照组1	对照组2
				炎症	轻	一般	一般
异物巨细胞数量	<3个/HPF	3~5个/HPF	5~8个/HPF
				组织生长有序性	有	无	无
剥离性	难	难	易

Claims (22)

1.一种骨盆底修补片，其特征在于，所述骨盆底修补片包括纤维膜，所述纤维膜至少包括具有定向取向的第一纤维层和无取向的第二纤维层；其中所述纤维膜的第二纤维层是由直径为10nm～20μm的纤维丝无序交织而形成的具有多孔状三维结构的层。

2.根据权利要求1所述的骨盆底修补片，其中所述纤维膜的第一纤维层和第二纤维层之间还具有中间层。

3.根据权利要求1或2所述的骨盆底修补片，其中所述纤维膜的各层之间通过静电纺丝、超声融合或缝合的方式结合。

4.根据权利要求1或2所述的骨盆底修补片，其中所述纤维膜的各层之间通过静电纺丝的方式紧密结合。

5.根据权利要求2所述的骨盆底修补片，其中所述的中间层为无取向纤维层。

6.根据权利要求1或2所述的骨盆底修补片，其中所述纤维膜经过制孔处理、升温处理和浸泡处理中的一种或多种的方式进行处理。

7.根据权利要求6所述的骨盆底修补片，其中所述制孔处理为冲压制孔、激光制孔、局部压熔制孔。

8.根据权利要求1-7任一项所述的骨盆底修补片，其中所述骨盆底修补片进一步包括与所述纤维膜结合的编织网或记忆金属。

9.根据权利要求1-7任一项所述的骨盆底修补片，其中所述纤维膜用金属丝或聚合物纤维进行缝纫处理。

10.根据权利要求1-7任一项所述的骨盆底修补片，其中所述纤维膜的第一纤维层是由直径为10nm～20μm的纤维丝定向排列而形成的具有多孔状三维结构的层。

11.根据权利要求2所述的骨盆底修补片，其中所述的中间层是由直径为10nm～20μm的纤维丝无序交织而形成的具有多孔状三维结构的层。

12.根据权利要求1-7任一项所述的骨盆底修补片，其中所述骨盆底修补片的厚度为0.25mm～0.8mm，贯穿孔的孔径大小为0.4～2mm，拉伸强度为30～80N。

13.根据权利要求1-7任一项所述的骨盆底修补片，其中制备所述纤维膜的纤维材料为可降解材料、不可降解材料或其组合。

14.根据权利要求13所述的骨盆底修补片，其中所述可降解材料选自由聚乳酸、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、胶原蛋白、明胶、纤维蛋白、丝蛋白、弹力蛋白拟态的肽聚合物、壳聚糖和改性壳聚糖组成的组中的一种或多种。

15.根据权利要求13所述的骨盆底修补片，其中所述不可降解材料选自聚氟类材料、聚烯烃、聚氨酯中的一种或多种。

16.根据权利要求13所述的骨盆底修补片，其中所述不可降解材料为聚偏二氟乙烯。

17.根据权利要求1-7任一项所述的骨盆底修补片，其中所述骨盆底修补片中含有抗感染类药物、止血类药物和/或微纳米颗粒。

18.根据权利要求17所述的骨盆底修补片，其中所述抗感染类药物包括氨苄西林类、螺旋霉素类、磺胺类、喹诺酮类、和/或头孢类抗生素。

19.根据权利要求17所述的骨盆底修补片，其中所述止血类药物包括6-氨基己酸、对羧基苄胺、止血环酸、三七、和/或云南白药。

20.根据权利要求17所述的骨盆底修补片，其中所述微纳米颗粒包括SiO₂、TiO₂、ZnO、Ag、Ni、季铵盐、壳聚糖、海藻酸钙、聚乙烯醇、和/或天然大分子的纳米粒子。

21.一种无张力悬吊带，其特征在于，所述无张力悬吊带使用权利要求1-20所述的骨盆底修补片制备。

22.根据权利要求21所述的无张力悬吊带，其用以治疗压力性尿失禁。