CN111617320A - 骨诱导再生膜及其制备方法和应用 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种骨诱导再生膜及其制备方法和应用。所述骨诱导再生膜包括第一纤维和第二纤维，所述第一纤维和所述第二纤维相互交织形成交错结构，其中所述第一纤维源自于可降解的高分子材料；所述第二纤维源自于生物玻璃或生物玻璃溶液；所述骨诱导再生膜具有多孔结构，其孔隙率为30～90％，平均孔径为0.1μm～50μm。本发明的骨诱导再生膜至少具有以下特征之一：①膜片植入后玻璃纤维丝与骨缺损处直接接触，可直接起到诱导成骨的作用；②纳米纤维三维网络结构可使得营养成分顺利渗透，以及新生血管的长入，促进缺损部位新血运的形成；③降解速率与缺损修复相匹配，既能维持长时间的力学性能，又不需要二次手术取出。

Description

骨诱导再生膜及其制备方法和应用
技术领域
本发明涉及一种骨诱导再生膜及其制备方法和应用，属于医用材料领域。
背景技术
引导组织再生技术(Guided Tissue Regeneration,GTR)是80年代末90年代初发展起来的一项新技术。其原理是利用膜的物理屏障功能将病损区与周围组织隔离，创造一个相对封闭的组织环境，从而使特定组织的再生功能得到最大程度的发挥。该技术最初用于牙周病治疗的动物实验及临床研究，随后又被用于促进骨组织的修复、再生，即诱导骨再生技术(Guided Bone Regeneration,GBR)。因此，引导组织再生技术的应用为牙周病的治疗、牙种植区骨量不足及其它骨缺损的修复、骨折的愈合提供了一个新的有效途径。
引导组织再生膜作为屏障膜，其功能是创造一个有利于组织愈合的空间,更大程度地发挥组织的自身重建功能。阻止结缔组织细胞、上皮细胞进入骨缺损区，使骨缺损区的成骨细胞免受外界因素的干扰，从而有效增加种植患者牙槽嵴宽度和高度，提高种植成功率。该技术的关键在于屏障膜的选取，目前临床上常用可吸收性或不可吸收性膜与骨替代材料联合应用，并取得了一定临床效果。然而，这类膜只具备屏障的作用，不具有诱导成骨的功能。
部分研究通过向膜中混合无机成骨成分来增强膜整体的引导组织修复的作用。
引用文献1提到通过物理混合的方法将纳米晶羟基磷灰石(n-HA)和胶原均匀混合到聚乳酸-羟基乙酸溶液中，混匀后通过悬涂的方法制备成膜[1]。但该工艺所制备的膜，n-HA被包裹在聚乳酸-羟基乙酸里面，只有在聚乳酸-羟基乙酸降解之后，n-HA才能被释放出来起到诱导成骨的作用。
引用文献2通过将生物玻璃粉体加入到聚乳酸溶液中混合均匀，通过热致相分离的方法制备厚度约2mm的纳米级纤维支架，作为引导骨再生膜使用。生物玻璃颗粒很好的吸附在聚乳酸基质中。该工艺制备的膜片厚度过大，并且生物玻璃包裹在PLA基质中，不能直接起到诱导成骨的作用。
引用文献3提到通过将聚乳酸溶液和生物玻璃溶液混合均匀并利用超声分散，得到的粘稠混合溶液进行电纺制备的复合材料，因生物玻璃降解较快，降解后的混合纤维形态不完整，不能满足一定期间内作为屏障的力学性能。
因此，研究一种性能优异的骨诱导再生膜，以解决现有临床常用膜不具备诱导成骨或无法直接产生诱导成骨功能的问题，成为亟待解决的技术问题。
引用文献
引用文献1：CN1216653C
引用文献2：方炜,聚乳酸/生物玻璃引导骨再生膜的制备及体外实验研究[D].广州:南方医科大学,2015.
引用文献3：CN106983910A
发明内容
发明要解决的问题
鉴于现有技术中存在的技术问题，例如：现有临床常用膜不具备诱导成骨功能，且相关研究中添加成骨活性粉体的膜材无法直接产生诱导成骨功能等，本发明首先提供了一种具有直接诱导成骨作用的骨诱导再生膜。
进一步地，本发明还提供了一种原料易于获取，制备步骤简单易行的骨诱导再生膜的制备方法。
另外，本发明还提供了一种骨诱导再生膜在制备口腔种植材料中的应用。
用于解决问题的方案
[1]、一种骨诱导再生膜，其包括第一纤维和第二纤维，所述第一纤维和所述第二纤维相互交织形成交错结构，其中
所述第一纤维源自于可降解的高分子材料；
所述第二纤维源自于生物玻璃或生物玻璃溶液；
所述骨诱导再生膜具有多孔结构，其孔隙率为30～90％，平均孔径为0.1μm～50μm。
[2]、根据[1]所述的骨诱导再生膜，其中，所述第一纤维与第二纤维的质量比为1:2～10:1。
[3]、根据[1]或[2]所述的骨诱导再生膜，其中，所述可降解的高分子材料包括合成高分子材料和/或天然高分子材料。
[4]、根据[1]-[3]任一项所述的骨诱导再生膜，其中，所述生物玻璃或生物玻璃溶液包括Ca、Si和P；
优选地，Ca的摩尔含量为30摩尔份-50摩尔份，
Si的摩尔含量为50摩尔份-70摩尔份，
P的摩尔含量为8摩尔份-12摩尔份。
[5]、根据[4]所述的骨诱导再生膜，其中，所述生物玻璃或生物玻璃溶液还包括Na、K、Mg、Sr、Zn、Cu、Fe元素中的至少一种。
[6]、根据[1]-[5]任一项所述的骨诱导再生膜，其中，所述生物玻璃的熔点为600℃～1000℃。
[7]、根据[1]-[6]任一项所述的骨诱导再生膜，其中，所述骨诱导再生膜的厚度为50μm～500μm；优选地，所述第一纤维和/或所述第二纤维的直径为10nm～50μm；和/或
所述骨诱导再生膜的拉伸强度为1MPa-20MPa；抗撕裂强度为1-10N。
[8]、一种骨诱导再生膜的制备方法，其中，包括使第一纤维和第二纤维相互交织形成交错结构的步骤；其中，
所述第一纤维源自于可降解的高分子材料；
所述第二纤维源自于生物玻璃或生物玻璃溶液；
所述骨诱导再生膜具有多孔结构，其孔隙率为30～90％，平均孔径为0.1μm～50μm。
[9]、根据[8]所述的骨诱导再生膜的制备方法，其中，所述制备方法包括：通过静电纺丝制备所述第一纤维和第二纤维，使所述第一纤维和所述第二纤维相互交织形成交错结构。
[10]、根据[9]所述的骨诱导再生膜的制备方法，其中，所述静电纺丝包括：
将所述高分子材料溶于第一溶剂中得到第一纺丝溶液，对所述第一纺丝溶液进行静电纺丝；将生物玻璃原料水解于第二溶剂中得到生物玻璃溶液，对所述生物玻璃溶液进行静电纺丝；
优选地，所述第一纺丝溶液和所述生物玻璃溶液的体积比为1:5-10:1。
[11]、根据[9]或[10]所述的骨诱导再生膜的制备方法，其中，所述静电纺丝包括：
利用所述高分子材料与生物玻璃，采用熔融静电纺丝的方式制备得到所述第一纤维和第二纤维；优选地，所述高分子材料与生物玻璃的体积比为1:5～10:1。
[12]、一种根据[1]-[7]任一项所述的骨诱导再生膜，或者[8]-[11]任一项所述的骨诱导再生膜的制备方法制备得到的骨诱导再生膜在制备口腔种植材料中的应用。
[13]、一种引导组织再生膜，其中，所述引导组织再生膜包括纤维聚集体和塑形体；
所述纤维聚集体为[1]-[7]任一项所述的骨诱导再生膜，或者[8]-[11]任一项所述的骨诱导再生膜的制备方法制备得到的骨诱导再生膜；
所述塑形体包含至少一根第三纤维，所述第三纤维与纤维聚集体中的第一纤维和/或第二纤维相互穿插，和/或，纤维聚集体的一部分粘附在第三纤维表面；
其中，所述第三纤维的直径大于所述纤维聚集体中的第一纤维和第二纤维的直径。
发明的效果
本发明的骨诱导再生膜及其制备方法至少具有以下特征之一：
①膜片植入后玻璃纤维丝与骨缺损处直接接触，可直接起到诱导成骨的作用；
②纳米纤维三维网络结构可使得营养成分顺利渗透，以及新生血管的长入，促进缺损部位新血运的形成；
③降解速率与缺损修复相匹配，既能维持长时间的力学性能，又不需要二次手术取出；
④本发明的骨诱导再生膜的制备方法的步骤简单，原料易于获取，适合大批量生产。
附图说明
图1示出了本发明实施例1的骨诱导再生膜做犬拔牙窝位点保存术，术后1个月的HE染色分析图。
图2示出了本发明对比例1的不含玻璃纤维的膜做犬拔牙窝位点保存术，术后1个月的HE染色分析图。
图3示出了本发明的实施例5-7的引导组织再生膜制备过程中的电镜图。
图4示出了本发明的实施例5-7的引导组织再生膜的结构示意图。
图5示出了本发明实施例5的引导组织再生膜在犬牙槽骨缺损模型实验中术后3个月的HE染色分析图。
具体实施方式
以下将详细说明本发明的各种示例性实施例、特征和方面。在这里专用的词“示例性”意为“用作例子、实施例或说明性”。这里作为“示例性”所说明的任何实施例不必解释为优于或好于其它实施例。
另外，为了更好地说明本发明，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。在另外一些实例中，对于本领域技术人员熟知的方法、手段、器材和步骤未作详细描述，以便于凸显本发明的主旨。
如无特殊声明，本发明所使用的单位均为国际标准单位，并且本发明中出现的数值，数值范围，均应当理解为包含了工业生产中所允许的误差。
本文中所使用的“水”包括自来水、去离子水、蒸馏水、双蒸水、纯净水、离子交换水等任何可行的水。
本文中如有使用的“室温”的含义可以是10～30℃。
本文中如有使用的“约”、“基本”、“大致”等表示，则其误差范围可以为5％。
<第一方面>
本发明的第一方面提供了一种骨诱导再生膜，其包括第一纤维和第二纤维，所述第一纤维和所述第二纤维相互交织形成交错结构，其中
所述第一纤维源自于可降解的高分子材料；
所述第二纤维源自于生物玻璃或生物玻璃溶液；
所述骨诱导再生膜具有多孔结构，其孔隙率为30～90％，平均孔径为0.1μm～50μm。
在一些具体的实施方案中，所述第一纤维与第二纤维的质量比为1:2～10:1。这样可以使该骨诱导再生膜的高分子纤维丝与生物玻璃纤维丝均匀分布，具有类细胞外基质的三维网络结构。
进一步，在本发明中，所述骨诱导再生膜的厚度为50μm～500μm时，具有优异的性能，例如：GBR手术中患者的牙龈量不是很充足，骨诱导再生膜过厚不容易进行牙龈的严密缝合。另外，本发明的骨诱导再生膜的拉伸强度为1MPa-20MPa；抗撕裂强度为1N-10N。其具有优异的机械性能。
本发明的骨诱导再生膜通过第一纤维(高分子纤维)和所述第二纤维(生物玻璃纤维)相互交织形成交错结构，植入后第二纤维与骨缺损处直接接触，可直接起到诱导成骨的作用；所述骨诱导再生膜具有多孔结构，其孔隙率为30～90％，平均孔径为0.1μm～50μm，形成三维网络结构，其三维网络结构可使得营养成分顺利渗透，以及新生血管的长入，促进缺损部位新血运的形成。
第一纤维
在本发明中，该第一纤维源自于可降解且生物相容性良好的高分子材料，所述可降解的高分子材料包括合成高分子材料和/或天然高分子材料。
具体地，所述合成高分子材料可以是聚乳酸、聚乙醇酸、聚乳酸羟基乙酸共聚物、聚己内酯、聚对二氧环己酮、聚三亚甲基碳酸酯、聚乙二醇、聚羟基丁酸酯、聚羟基戊酸酯、聚丁二酸丁二醇酯、可降解聚氨酯、聚丙二醇、聚乙烯吡咯烷酮、聚丙烯酰胺、聚乙烯醇、聚氧化乙烯、卡波姆中的一种或两种以上的混合物或共聚物。
所述天然高分子材料可以是明胶、胶原、透明质酸、硫酸软骨素、改性纤维素、改性壳聚糖、海藻酸、丝素蛋白、纤维蛋白中的一种或几种的混合物。
本发明的第一纤维可以具有优异的降解性能，并且其降解速率与缺损修复相匹配，使得本发明的骨诱导再生膜不需要二次手术取出。
第二纤维
本发明的第二纤维为生物玻璃纤维，该生物玻璃纤维可以源自于生物玻璃溶液，直接进行纺丝，从而得到第二纤维。所述第二纤维也可以源自于生物玻璃，具体地，生物玻璃经熔融后可以获得生物玻璃溶液，进而可以进行纺丝，从而得到第二纤维。
在一些具体的实施方案中，所述生物玻璃纤维源自于生物玻璃溶液。具体地，所述生物玻璃溶液包括Ca、Si和P；
优选地，Ca的摩尔含量为30摩尔份-50摩尔份，
Si的摩尔含量为50摩尔份-70摩尔份，
P的摩尔含量为8摩尔份-12摩尔份。
本发明对含有Ca、Si和P的生物玻璃溶液的来源不作特别限定，可以是本领域常用一些来源，举例而言，硅可以来源于有机硅，钙可以来源于钙盐，磷可以来源于有机磷等。具体地，有机硅优选正硅酸乙酯；有机磷优选磷酸三乙酯；钙盐优选乙酸钙、氯化钙等。
进一步，所述生物玻璃溶液还包括其它成分，所述其它成分包括Na、K、Mg、Sr、Zn、Cu、Fe元素中的至少一种。作为优选，所述其它成分的含量为0-5wt.％。
进一步，所述生物玻璃也可以是以阳离子摩尔份计，具体地，所述生物玻璃溶液包括Ca2+、Si4+和P5+；
优选地，Ca2+的摩尔含量为30摩尔份-50摩尔份，
Si4+的摩尔含量为50摩尔份-70摩尔份，
P5+的摩尔含量为8摩尔份-12摩尔份。进一步，所述生物玻璃溶液还包括其它成分，所述其它成分包括Na+、K+、Mg2+、Sr2+、Zn2+、Cu2+、Fe3+中的至少一种。作为优选，所述其它成分的含量为0-5wt.％。
另外，在本发明中，所述生物玻璃溶液的主要成分是以氧化物表示的，即其含有CaO、SiO2和P2O5，另外，还可以含有Na2O、K2O、MgO、SrO、ZnO、CuO、Fe2O3、B2O3中的至少一种。
在另一些具体的实施方案中，所述生物玻璃纤维源自于生物玻璃。具体地，本发明生物玻璃的组成与上述实施方案中的生物玻璃溶液的组成可以相同，即可以使用本发明的生物玻璃溶液制备得到相应的生物玻璃。
进一步，所述生物玻璃的熔点为600℃～1000℃，从而能够使熔融静电纺丝可以有效进行。
本发明使用生物玻璃纤维，可以使得骨诱导再生膜植入后具有很好的诱导成骨的作用，其纤维结构可促进细胞的横向生长爬行、辅助口腔软组织部位修复，达到美学效果。
<第二方面>
本发明的第二方面提供了一种第一方面提供的骨诱导再生膜的制备方法，其包括使第一纤维和第二纤维相互交织形成交错结构的步骤；其中，
所述第一纤维源自于可降解的高分子材料；
所述第二纤维源自于生物玻璃或生物玻璃溶液；
所述骨诱导再生膜具有多孔结构，其孔隙率为30～90％，平均孔径为0.1μm～50μm。
为解决现有临床常用膜不具备诱导成骨或无法直接产生诱导成骨功能的问题，本发明使用可降解高分子材料和可降解成骨活性生物玻璃，采用先进的生物材料制备技术——静电纺丝技术，制备纳米纤维结构的骨诱导再生膜。该骨诱导再生膜是高分子纤维丝与生物玻璃纤维丝均匀分布，具有类细胞外基质的三维网络结构。具体地，所述制备方法包括：通过静电纺丝制备所述第一纤维和第二纤维，使所述第一纤维和所述第二纤维相互交织形成交错结构。
溶剂电纺工艺
在一种具体的实施方式中，所述静电纺丝包括：将所述高分子材料溶于第一溶剂中得到第一纺丝溶液，对所述第一纺丝溶液进行静电纺丝；将生物玻璃原料水解于第二溶剂中得到生物玻璃溶液，对所述生物玻璃溶液进行静电纺丝。
优选地，所述第一纺丝溶液和所述生物玻璃溶液的体积比为1:5-10:1，从而可以制备得到分布均匀的第一纤维和第二纤维。
具体地，所述高分子材料可以为第一实施方式中的高分子材料。所述生物玻璃溶液可以为第一实施方式中的生物玻璃溶液。
进一步，在本发明中，对于形成溶液的溶剂种类的具体浓度没有特别的限定，只要是能够满足后续静电纺丝工艺的要求即可。典型地，在制备第一纤维(高分子纤维)时，溶剂(即第一溶剂)可以使用水、烃系溶剂、卤代烃溶剂、醇类溶剂、酰胺类溶剂、醚类溶剂、酯类溶剂或含氟溶剂等。具体地，第一溶剂可以是有机溶剂，例如可以是丙酮、六氟异丙醇、乙醇、二甲基甲酰胺、二甲基乙酰胺、四氢呋喃、二氯甲烷、三氯甲烷、三氟乙醇、三氟乙酸、1,4-二氧六环、二甲基亚砜中的一种或几种的混合物。具体地，所述第一纺丝溶液的浓度为2％-30％(质量体积比)，优选5％-10％。
生物玻璃溶液可以是通过原材料溶于酸性溶液中经反应后得到。制备酸性溶液所使用溶剂一般是水。其中，所述硅与水的摩尔比为1:8-1:10。
具体地，在本发明中，可以使用盐酸，硝酸等酸剂以获相应的酸性溶液，具体地，所述酸性溶液的pH值不大于3，优选1-2。
另外，需要说明的是，为了不影响本发明的骨诱导再生膜的性能，本发明制备生物玻璃溶液的原材料除了普通酸性溶液以外，不额外采用其它有机物或有机聚合物。本发明的生物玻璃溶液是呈均一且透明的溶液，并非是呈胶状物的生物玻璃溶胶。
进一步，本发明对生物玻璃溶液的制备方法不作特别限定，可以是本领域常用的一些制备方法。
本发明的生物玻璃溶液可以按照下述方法进行制备得到。将有机硅置于酸性溶液中水解。水解完成后加入有机磷继续水解，水解完成后加入钙盐溶解。最终得到的澄清溶液，静置后得到生物玻璃溶液。
具体地，将有机硅置于pH值不大于3的酸性溶液中水解，其中硅与去离子水的摩尔比为1:8-1:10。水解完成后加入有机磷继续水解，水解完成后加入钙盐溶解，进一步，在无机钙盐溶解后，还可以加入少量具有促进成骨作用的无机Na、K、Mg、Sr、Zn、Cu、Fe、B盐等，最终得到的澄清溶液，静置6-12h后，得到生物玻璃溶液，进而进行静电纺丝。
对于静电纺丝，本发明的该实施方案通过采用静电纺丝技术将原料溶液纺制成为纤维直径10nm-50μm的丝状、絮状或膜片状纤维聚集体。具体地，可以使用不同的注射器进行静电纺丝，从而使第一纤维和第二纤维相互交织形成交错结构，得到骨诱导再生膜的膜片产物。
静电纺丝过程中可以通过调节纺丝参数制备所需的纳米纤维材料。例如电压、挤出流量和电场接收距离、纺丝环境等。优选地，本发明该实施方案中的所述静电纺丝工艺参数可以为：电纺液推进速度(溶剂挤出流量)为0.5mL/h-25mL/h；电纺针头内径为0.3mm-2mm，高压发生器的电压为1kV-40kV；接收距离为10cm-150cm；收集基板为滚筒式或平板式，采用滚筒式接收器时，转辊转速50转/分-500转/分。
本发明中对于上述制备得到的骨诱导再生膜的膜片产物进行后处理以得到最终的骨诱导再生膜产品。对于后处理的方式，没有特别的限定，可以使用本领域通常的后处理方法，包括清洗、干燥、剪切、分级以及包装等。
具体地，将制备好的骨诱导再生膜的膜片产物用乙醇或去离子水润洗，去除残留的有机溶剂后进行干燥，干燥可以是在25℃-40℃条件下进行通风干燥或真空干燥。
熔融电纺工艺
在另一种具体的实施方案中，所述静电纺丝包括：利用所述高分子材料与生物玻璃，采用熔融静电纺丝的方式制备得到所述第一纤维和第二纤维；优选地，所述高分子材料与生物玻璃的体积比为1:5～10:1。
具体地，所述高分子材料可以为第一实施方式中的高分子材料。所述生物玻璃可以为第一实施方式中的生物玻璃。
进一步，对于静电纺丝，本发明的该实施方案通过采用静电纺丝技术将原料纺制成为纤维直径10nm-50μm的丝状、絮状或膜片状纤维聚集体。同样可以使用不同的注射器进行静电纺丝，从而使第一纤维和第二纤维相互交织形成交错结构，得到骨诱导再生膜的膜片产物。具体地，可以将高分子材料置于熔融静电纺丝机的料桶1中；将生物玻璃置于熔融静电纺丝机的料桶2中，使用不同的注射器同时进行静电纺丝，从而获得骨诱导再生膜的膜片产物。
静电纺丝过程中同样可以通过调节纺丝参数制备所需的纳米纤维材料。例如电压、挤出流量和电场接收距离、纺丝环境等。优选地，本发明该实施方案中的电纺参数为：喷头内径为0.3mm-2mm，喷头处的进料速度为0.5-30mm/min，电压为1kV-40kV，接收距离为5cm-50cm；收集基板为滚筒式或平板式，采用滚筒式接收器时，转辊转速50转/分-500转/分。
本发明的孔隙率通过压汞法检测。
另外，本发明的骨诱导再生膜具有优异的力学性能，将膜在去离子水、血液、生理盐水等液体环境中润湿后，采用力学试验机检测其拉伸强度，拉伸强度范围在1MPa-20MPa之间。采用力学试验机检测检测其抗撕裂强度，抗撕裂强度在1N-10N之间。
<第三方面>
如图3和图4所示，本发明的第三方面提供了一种引导组织再生膜，所述引导组织再生膜包括纤维聚集体和塑形体；所述纤维聚集体为本发明第一方面所述的骨诱导再生膜，或者本发明第二方面所述的骨诱导再生膜的制备方法制备得到的骨诱导再生膜。
所述塑形体包含至少一根第三纤维，所述第三纤维与纤维聚集体中的第一纤维和/或第二纤维相互穿插，和/或，纤维聚集体的一部分粘附在第三纤维表面；
其中，所述第三纤维的直径大于所述纤维聚集体中的第一纤维和第二纤维的直径，从而可以进一步提高本发明的引导组织再生膜的可塑形的作用，不会使组织发生塌陷的问题，且塑形体在体内也可以逐渐降解，不用二次手术取出。进一步地，所述第三纤维的直径为50μm-500μm。
作为优选，所述引导组织再生膜的平均湿态拉伸强度为1MPa-20MPa，厚度为50μm-600μm；更优选地，所述引导组织再生膜的平均湿态拉伸强度为10MPa-20MPa，厚度为100μm-300μm。
本发明的引导组织再生膜的纤维聚集体和塑形体均匀紧密结合为一体，能够根据患者骨缺损部位塑形，并且在骨组织愈合过程中能够起到屏障和引导组织再生的作用。
第一纤维和第二纤维的总质量与第三纤维的质量比为(1:0.1)-(1:10)，该范围有利于引导组织再生膜的可塑形功能的发挥。并且第一纤维和第二纤维的总质量与第三纤维的质量比优选(1:1)-(1:5)。
第三纤维
本发明的塑形体包含有第三纤维。本发明的第三纤维的原料可以是本领域中各种常用的纤维原料。纤维原料可以选自高分子纤维(例如：合成高分子纤维和/或天然高分子纤维)等中的一种纤维或两种以上的混合纤维。
在一些具体的实施方案中，所述纤维原料源自于高分子材料。举例而言：高分子材料可以是聚乳酸、聚乙醇酸、聚乳酸羟基乙酸共聚物、聚己内酯、聚对二氧环己酮、聚三亚甲基碳酸酯、聚乙二醇、聚羟基丁酸酯、聚羟基戊酸酯、聚丁二酸丁二醇酯、可降解聚氨酯中的一种或两种以上的组合。
在一些具体的实施方式中，所述高分子材料掺杂有成骨诱导粉体，掺杂有成骨诱导粉体。所述的成骨诱导粉体即具有成骨诱导能力的粉体。举例而言，成骨诱导粉体可以包括羟基磷灰石、磷酸三钙、磷酸四钙、磷酸八钙、氧化钙、硅酸钙、硫酸钙、碳酸钙、碳酸锶、磷酸锶、磷酸钠、磷酸镁、氧化镁、氧化硅、磷酸锌、氧化锌、生物玻璃、金属镁粉中的一种或两种以上的混合物。所添加的成骨诱导粉体，可以在第三纤维降解时间内持续释放，不断促进新骨再生。
在本发明中，成骨诱导粉体的粒度为1nm-500μm。
在一些具体的实施方式中，所述高分子材料与所述成骨诱导粉体的质量比为(1:0.01)-(1:10)。
本发明中可以通过将上述第三纤维的原料经3D打印以得到的第三纤维。3D打印技术属于快速成形技术的一种，它是以一种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，通过逐层堆叠累积的方式来构造物体的技术。举例而言，可以先通过计算机辅助设计(CAD)或计算机动画建模软件建模，再将建成的三维模型“分区”成逐层的截面，从而指导打印机逐层打印。经3D打印得到的所述第三纤维的直径为50μm-500μm，优选50μm-200μm。
塑形体
本发明的塑形体包括至少一根第三纤维。典型地，本发明的塑形体包括两根以上的第三纤维。本发明对多根第三纤维的排列组合不作特定限定，可以根据需要进行排列。作为优选，所述塑形体中至少包含两根平行设置的第三纤维。所述平行设置的相邻两根纤维之间的距离为300μm-3mm，优选1mm-2mm。多根第三纤维可以形成薄片状，该薄片的整体厚度可以为50μm-600μm，优选100μm-300μm。
另外，对于本发明的塑形体中的第三纤维的数量，可以根据需要进行设置，例如可以是3根、4根、5根、8根、10根、20根、30根、50根、100根、200根等。
另外，本发明的引导组织再生膜具有优异的力学性能，将膜在去离子水、血液、生理盐水等液体环境中润湿后，采用力学试验机检测其平均湿态拉伸强度，即平均湿态拉伸强度为1MPa-20MPa，优选为10MPa-20MPa。
本发明的引导组织再生膜中，塑形体的第三纤维与纤维聚集体的第一纤维和第二纤维可以相互穿插、均匀分布，连接成致密的整体，不会导致整体结构的分层，另外，本发明的引导组织再生膜也可以根据需要制备一到多层结构，但每层结构中均含有纤维聚集体和塑形体。
制备方法
对于引导组织再生膜的制备方法，可以包括将所述纤维聚集体和所述塑形体复合的步骤。
典型地，所述引导组织再生膜的制备方法包括以下步骤：
3D打印过程：制备高分子材料浆料，利用3D打印技术制备所述塑形体；在另一些具体实施方式中，将高分子材料与粉体混合形成打印浆料后，利用3D打印技术制备所述塑形体。
静电纺丝过程：在所述第三纤维之间和/或所述第三纤维的表面，利用静电纺丝技术制备所述纤维聚集体。
值得注意的是，3D打印过程与静电纺丝过程可以同步进行。
本发明通过同时使用3D打印和静电纺丝两种工艺从而制备得到本发明的引导组织再生膜，该引导组织再生膜能够根据患者骨缺损部位塑形，并且在骨组织愈合过程中能够起到屏障和引导组织再生的作用。
对于3D打印过程具体可以包括：取高分子材料置于3D打印装置的料筒中进行3D打印，一般地，进行3D打印的原料为固体块状、颗粒状或粉末状。为了获得所需要的形状，可以利用模型进行3D打印，以形成所述塑形体，优选地，所述模型包括格栅状(规格的格栅状或不规则的格栅状)、条纹状(平行排列或不平行排列)或波浪线状(规则排列或不规则排列)。
对于3D打印的条件，一般采用熔融挤出式打印，熔融温度为所选择的适合用于3D打印的高分子材料的打印的温度，一般而言，打印的温度可以为50℃-300℃。对于打印的速度，在本发明中，为了获得合适的引导组织再生膜，可以较慢的进行打印。具体地，所述3D打印的速度为0.5mm/s-3mm/s。随着打印的进行，可以形成薄片状的结构，该薄片状的结构可以是一层的，也可以是多层的。
在一些具体的实施方式中，所述高分子材料掺杂有成骨诱导粉体。典型地，成骨诱导粉体与高分子材料的混合方式有以下几种：一是将高分子材料A的粉体与成骨诱导粉体均匀混合后，装入3D打印机的料筒中；二是将高分子材料溶解于溶剂中形成溶液，然后将成骨诱导粉体加入到溶液中并均匀分散，随后通过干燥的方法形成高分子材料与成骨诱导粉体混合后的块状，将块状物装入3D打印机的料筒中。
对于静电纺丝过程，可参见本发明第二方面的骨诱导再生膜的制备方法。
在制备引导组织再生膜时，3D打印与静电纺丝可以同步进行，具体地，将用作3D打印的高分子材料置于打印机的料筒中，该高分子材料可以掺杂有成骨诱导粉体；将用作静电纺丝的高分子材料溶于有机溶剂中，制备成一定浓度的溶液，并置于用于静电纺丝的注射器中；将生物玻璃溶液置于用于静电纺丝的其他注射器中。分别对第一纤维和第二纤维进行静电纺丝，同时进行第三纤维的打印，打印成薄片状。打印与静电纺丝同时进行，控制打印的速度使其以较慢的速度打印，使得静电纺丝出的第一纤维和第二纤维均匀分散于打印出的第三纤维的间隙中，并且相互交织形成交错结构。
在3D打印和静电纺丝同时进行时，打印喷头和电纺喷头可以呈一定夹角，例如呈30-150度，两个喷头互不干扰进行3D打印和静电纺丝，收集基板为滚筒式。
本发明中对于上述制备得到的引导组织再生膜的膜片产物进行后处理以得到最终的引导组织再生膜产品。对于后处理的方式，没有特别的限定，可以使用本领域通常的后处理方法，包括清洗、干燥、剪切、分级以及包装等。
具体地，将制备好的引导组织再生膜的膜片产物用乙醇或去离子水润洗，去除残留的有机溶剂后进行干燥，干燥可以是在25-40℃条件下进行通风干燥或真空干燥。然后裁剪成适合临床应用的小片状的引导组织再生膜产品。
在使用前可以对引导组织再生膜进行受热处理，对于受热，可以使用对引导组织再生膜进行加热升温的装置，例如可以选用水浴、加热板等，使引导组织再生膜中的塑形体受热软化、但又不会使纤维聚集体受热熔融。优选在温度为40℃-70℃时进行加热软化。
本发明的引导组织再生膜中的塑形体中，由于高分子材料的存在，因此可在受热的情况下发生软化、根据缺损部位塑形，冷却后可维持塑形后的形状。使用时，将引导组织再生膜覆盖到骨缺损区位置。
<第四方面>
本发明的第四方面提供了一种根据本发明第一方面所述的骨诱导再生膜，或者本发明第二方面所述的骨诱导再生膜的制备方法制备得到的骨诱导再生膜，或者本发明第三方面所述的引导组织再生膜在制备口腔种植材料中的应用。本发明的骨诱导再生膜有很大的产业化价值，且容易实现产业化生产，有良好的应用前景。
本发明中的骨诱导再生膜所制备得到的口腔种植材料的作用包括但不限于：①术前增加拟种植区的成骨量；②修复术中出现的骨裂开；③拔牙窝位点保存术；④牙槽嵴增高术；⑤修复即刻种植及延期种植中的骨缺损。
实施例
下面将结合实施例对本发明的实施方案进行详细描述，但是本领域技术人员将会理解，下列实施例仅用于说明本发明，而不应视为限定本发明的范围。实施例中未注明具体条件者，按照常规条件或制造商建议的条件进行。所用试剂或仪器未注明生产厂商者，均为可以通过市购获得的常规产品。
实施例1
采用溶剂电纺工艺进行静电纺丝。
将可降解高分子聚己内酯溶解于有机溶剂三氟乙醇中，配置浓度为10％的聚己内酯溶液。将聚己内酯溶液置于注射器中备用。将正硅酸乙酯置于pH为1.5的盐酸溶液中水解，其中硅与去离子水的摩尔比为1:8。水解完成后加入磷酸三乙酯继续水解，水解完成后加入乙酸钙和乙酸锌溶解，最终得到澄清溶液。静置6h后形成生物玻璃溶液，其中钙、硅、磷、锌的摩尔比例为36:60:8:0.5。将生物玻璃溶液置于注射器中备用。
将装有两种成分的注射器置于静电纺丝机中，同时进行两种成分的电纺。聚己内酯溶液和生物玻璃溶液的体积比为1:1。电纺液推进速度为5mL/h；电纺针头内径为0.7mm，高压发生器的电压为20kV；接收距离为100cm；收集基板为滚筒式，转辊转速150转/分。电纺完成后，用乙醇润洗至少三次以去除残留的三氟乙醇有机溶剂。膜片在37℃条件下进行通风干燥。最终膜片整体厚度为200μm，电纺出的纤维的直径为100nm-5μm、平均孔径范围为0.1μm-20μm、孔隙率为80％。第一纤维和第二纤维质量比为3:1。将膜在去离子水中润湿后，检测其拉伸强度，拉伸强度约7MPa；检测其抗撕裂强度，抗撕裂强度约5N。
对比例1
按照与实施例1同样的制备工艺，制备不含生物玻璃纤维的膜作为对照。
HE染色图片对照实验：
将制备的实施例1的骨诱导再生膜与对比例1的不含生物玻璃的膜分别做犬拔牙窝位点保存术，从术后1M的HE染色图片对比可知，由图1可以看出，图1中浅白色的是骨粉，紫红色的是新骨，骨粉中间的孔都被新骨填满了，骨诱导效果好。因此，骨诱导再生膜组拔牙窝重建速率远远高于不含生物玻璃的膜，具体如附图1和附图2所示。
对比例2
按照实施例1工艺，准备浓度为10％的聚己内酯溶液。参考“纳米生物活性玻璃颗粒的制备及形态控制”文献中的方法，制备粒径范围在20-100nm的纳米级生物玻璃，并将其均匀分散于聚己内酯溶液中，添加量为0.01g/mL。将混匀的溶液置于注射器中进行电纺。电纺液推进速度为5mL/h；电纺针头内径为0.7mm，高压发生器的电压为20kV；接收距离为100cm；收集基板为滚筒式，转辊转速150转/分。电纺完成后，用乙醇润洗至少三次以去除残留的三氟乙醇有机溶剂。膜片在37℃条件下进行通风干燥。最终膜片整体厚度为200μm，电纺出的纤维的直径在100nm-5μm之间、孔径范围为0.1μm-20μm、孔隙率为80％。将膜在去离子水中润湿后，检测其拉伸强度，拉伸强度约5MPa。
将实施例1和对比例2中的样品，分别浸泡于磷酸盐缓冲液中，在50℃下进行为期2周的加速降解试验。
2周后，实施例1和对比例2中的样品分别在去离子水中润湿后，检测其拉伸强度，实施例1的拉伸强度约3.5MPa、对比例2的拉伸强度约0.8MPa。对比例2中玻璃粉体在纤维丝中的存在，因其较快降解阻碍了高分子材料纤维的连续性，导致膜片在降解过程中，力学强度损失很快。
实施例2
采用溶剂电纺工艺进行静电纺丝。
将可降解高分子聚乳酸和明胶溶解于有机溶剂三氟乙醇中，配置浓度为15％的聚乳酸和明胶混合溶液，其中聚乳酸与明胶的质量比为1:1。将聚乳酸和明胶混合溶液置于注射器中备用。将正硅酸乙酯置于pH为1的硝酸溶液中水解，其中硅与去离子水的摩尔比为1:10。水解完成后加入磷酸三乙酯继续水解，水解完成后加入氯化钙和乙酸锶溶解，最终得到澄清溶液。静置10h后形成生物玻璃溶液，其中钙、硅、磷、锌的摩尔比例为40:55:8:2。将生物玻璃溶液置于注射器中备用。
将装有两种成分的注射器置于静电纺丝机中，同时进行两种成分的电纺。聚己内酯溶液和生物玻璃溶液的体积比为5:1。电纺液推进速度为15mL/h；电纺针头内径为0.5mm，高压发生器的电压为30kV；接收距离为60cm；收集基板为滚筒式，转辊转速100转/分。电纺完成后，用乙醇和去离子水润洗至少三次以去除残留的三氟乙醇有机溶剂。膜片在25℃条件下进行通风干燥。最终膜片整体厚度为300μm，电纺出的纤维的直径为300nm-3μm、平均孔径范围为0.1μm-10μm、孔隙率为70％。第一纤维和第二纤维质量比为6.5:1。将膜在去离子水中润湿后，检测其拉伸强度，拉伸强度约5MPa；检测其抗撕裂强度，抗撕裂强度约3N。
对比例3
按照与实施例2同样的制备工艺，制备不含生物玻璃的膜作为对照。
HE染色图片对照实验：
将制备的实施例2的骨诱导再生膜与对比例3的不含生物玻璃的膜分别做犬拔牙窝位点保存术，从术后1M的HE染色图片对比可知(其中，实施例2的染色图片与实施例1的染色图片类似，对比例3的染色图片与对比例1类似)，骨诱导再生膜组拔牙窝重建速率远远高于不含生物玻璃的膜。
实施例3
采用熔融电纺的工艺进行静电纺丝。
采用聚乳酸羟基乙酸共聚物作为高分子材料，将高分子材料置于熔融静电纺丝机的料桶1中。制备含Na生物玻璃，将有机硅置于酸性溶液中水解，其中硅与去离子水的摩尔比为1:8。水解完成后加入有机磷继续水解，水解完成后加入氯化钙和氯化钠溶解，其中钙、硅、磷、钠的摩尔比例为40:60:8:1。陈化两天后在80℃烘干，然后于850℃高温煅烧，形成玻璃。将生物玻璃置于熔融静电纺丝机的料桶2中。
同时进行两种成分的电纺，聚乳酸羟基乙酸共聚物和生物玻璃的体积比为3:1。电纺参数如下：喷头内径为1mm，喷头处的进料速度为5mm/min，电压为20kV，接收距离为40cm；收集基板为平板式。最终膜片整体厚度为300μm，电纺出的纤维的直径为500nm-5μm、平均孔径为0.1μm-10μm、孔隙率为75％。第一纤维和第二纤维质量比为9:1。制备的骨诱导再生膜具有优异的力学性能，将膜在生理盐水液体环境中润湿后，检测其拉伸强度，拉伸强度范围为约15MPa；检测其抗撕裂强度，抗撕裂强度为约8N。
对比例4
按照与实施例3同样的制备工艺，制备不含生物玻璃的膜作为对照。
HE染色图片对照实验：
将制备的实施例3的骨诱导再生膜与对比例4的不含生物玻璃的膜分别做犬拔牙窝位点保存术，从术后1M的HE染色图片对比可知(其中，实施例3的染色图片与实施例1的染色图片类似，对比例4的染色图片与对比例1类似)，骨诱导再生膜组拔牙窝重建速率远远高于不含生物玻璃的膜。
实施例4
采用熔融电纺的工艺进行静电纺丝。
采用聚对二氧环己酮作为高分子成分，将高分子材料置于熔融静电纺丝机的料桶1中。制备含钠生物玻璃，将有机硅置于酸性溶液pH为2.5的盐酸溶液中水解，其中硅与去离子水的摩尔比为1:9。水解完成后加入有机磷继续水解，水解完成后加入氯化钙和氯化钾溶解，其中钙、硅、磷、钠的摩尔比例为38:58:8:2。陈化两天后在80℃烘干，然后于850℃高温煅烧，形成玻璃。将生物玻璃置于熔融静电纺丝机的料桶2中。
同时进行两种成分的电纺，聚对二氧环己酮和生物玻璃的体积比为1:1。电纺参数如下：喷头内径为0.8mm，喷头处的进料速度为10mm/min，电压为40kV，接收距离为30cm；收集基板为平板式。最终膜片整体厚度为400μm，电纺出的纤维的直径为100nm-10μm、平均孔径为0.1μm-10μm、孔隙率为70％。第一纤维和第二纤维质量比为3.6:1。制备的骨诱导再生膜具有优异的力学性能，将膜在生理盐水液体环境中润湿后，检测其拉伸强度，拉伸强度范围为约18MPa；检测其抗撕裂强度，抗撕裂强度为约7N。
对比例5
按照与实施例4同样的制备工艺，制备不含生物玻璃的膜作为对照。
HE染色图片对照实验：
将制备的实施例4的骨诱导再生膜与对比例5的不含生物玻璃的膜分别做犬拔牙窝位点保存术，从术后1M的HE染色图片对比可知(其中，实施例4的染色图片与实施例1的染色图片类似，对比例5的染色图片与对比例1类似)，骨诱导再生膜组拔牙窝重建速率远远高于不含生物玻璃的膜。
实施例5
将可降解高分子材料聚乳酸羟基乙酸共聚物(PLGA；LA/GA＝50:50)颗粒置于打印机的料筒中。
将可降解高分子材料聚乳酸溶于有机溶剂三氯甲烷中，制备成浓度(质量体积比)为6％的溶液。生物玻璃溶液中，钙的含量为36摩尔份数，硅(正硅酸乙酯)的含量为60摩尔份数，磷(磷酸三乙酯)的含量为8摩尔份数，将正硅酸乙酯置于pH值为1.5的盐酸中水解，水解时，硅与去离子水的摩尔比为1:8；水解完成后加入磷酸三乙酯继续水解，水解完成后溶解乙酸钙并静置6h后，得到生物玻璃溶液，准备静电纺丝；其中，聚乳酸溶液与生物玻璃溶液的体积比为8:1。
打印模型设置为正方形格栅状，料筒温度和打印头温度设置为120℃，进行聚乳酸羟基乙酸共聚物的打印，横竖交叉打印两层，最终打印成薄片状。格栅纤维的直径为50μm、格栅中两根平行纤维之间的距离为1mm，打印速度为1mm/s，形成塑形体。
电纺过程中，电纺溶液推进速度为5mL/h；高压发生器的电压为30kV；接收距离为50cm；收集基板为滚筒式，打印喷头和电纺喷头呈一定夹角，夹角为90度，两个喷头互不干扰进行打印和电纺，转辊转速为100转/分。
在打印塑形体的同时，分别进行聚乳酸和生物玻璃的静电纺丝。静电纺丝出的纤维聚集体(聚乳酸纤维和生物玻璃纤维)均匀分散于打印出的塑形体之间的间隙中，形成致密的薄片状的整体，即膜片。膜片整体厚度为200μm，电纺丝直径为10nm-10μm、平均孔径为0.5μm-20μm、孔隙率为40％-70％。
将制备好的膜片先用乙醇浸洗两次、再用去离子水浸洗三次，去除残留的有机溶剂，干燥后裁剪成适合临床应用的小片状，即引导组织再生膜。该第一纤维和第二纤维的总质量与第三纤维的质量比为1:0.5；用生理盐水润湿后的平均湿态拉伸强度为13MPa。
采用动物实验验证该引导组织再生膜的屏障效果。采用犬牙槽骨缺损模型，将无菌的引导组织再生膜在无菌的50℃的热水中受热，按照缺损部位的形状需求，引导组织再生膜中的塑形体软化后对其进行弯曲处理，使其与缺损处的形状相匹配。从热水中取出后冷却塑形。在牙槽骨缺损位置填充骨修复颗粒，将塑形后的引导组织再生膜覆盖到骨缺损的位置。术后3个月解剖取出手术部位的牙槽骨，纵切进行切片取材后进行HE染色分析，该引导组织再生膜具有有效的屏障作用，且骨修复颗粒没有出现移位、坍塌的情况。结果如图5所示，植入3个月后，新生牙槽骨高度与周边牙槽骨保持一致，缺损内部已完成骨重建，且重建后牙槽骨整齐并未出现凹陷或凸起的情况。
实施例6
将可降解高分子材料聚己内酯(PCL)采用冷冻研磨的方法制备成粉末状，将粒度为500nm-10μm的磷酸三钙粉体与聚己内酯粉体均匀混合后，置于打印机的料筒中，其中聚己内酯与磷酸三钙粉体的质量比为1:5。
将可降解高分子材料聚乙醇酸(PGA)和亲水因子明胶，按照质量比为3:1的比例，溶于有机溶剂三氟乙醇中，制备成浓度(质量体积比)为20％的溶液。生物玻璃溶液中，钙的含量为50摩尔份数，硅的含量为50摩尔份数，磷的含量为12摩尔份数。水解时，将正硅酸乙酯置于pH值为1.5的盐酸中水解，水解时，硅与去离子水的摩尔比为1:10；水解完成后加入磷酸三乙酯继续水解，水解完成后溶解乙酸钙并静置10h后，得到生物玻璃溶液，准备静电纺丝，其中，聚乳酸溶液与生物玻璃溶液的体积比为1:2。
打印模型设置为平行的波浪形，料筒温度和打印头温度设置为170℃，进行磷酸三钙粉体与聚己内酯粉体的混合物的打印，最终打印成单层薄片状。波浪纤维的直径为100μm、切线平行的同一位置的相邻波浪纤维之间的距离为2mm，打印速度为2mm/s，形成塑形体。
电纺溶液推进速度为3mL/h；高压发生器的电压为20kV；接收距离为80cm；收集基板为滚筒式，打印喷头和电纺喷头呈一定夹角，夹角为120度。两个喷头互不干扰进行打印和静电纺丝，转辊转速为50转/分。
在打印磷酸三钙粉体与聚己内酯粉体的混合物的同时，进行聚乙醇酸和明胶的电纺溶液、生物玻璃溶液的静电纺丝，静电纺丝出的纤维聚集体(合成高分子纤维和生物玻璃纤维)均匀分散于打印出的塑形体的间隙中，形成致密的薄片状的整体，得到膜片。膜片整体厚度为300μm，电纺丝直径为10μm-30μm、平均孔径范围为0.1μm-10μm、孔隙率为30％-50％。
将制备好的膜片先用乙醇浸洗一次、再用去离子水浸洗两次，去除残留的有机溶剂，干燥后裁剪成适合临床应用的小片状，即引导组织再生膜。该第一纤维和第二纤维的总质量与第三纤维的质量比为1:1，用去离子水润湿后的平均湿态拉伸强度为18MPa。
采用动物实验验证该引导组织再生膜的屏障效果。采用犬牙槽骨缺损模型，将无菌的该膜片在无菌的50℃的热水中受热，按照缺损部位的形状需求，引导组织再生膜中的塑形体软化后对其进行弯曲处理，使其与缺损处的形状相匹配。从热水中取出后冷却塑形。在牙槽骨缺损位置填充骨修复颗粒，将塑形后的引导组织再生膜覆盖到骨缺损的位置。术后3个月解剖取出手术部位的牙槽骨，纵切进行切片取材后进行HE染色分析，该引导组织再生膜具有有效的屏障作用，骨修复颗粒没有出现移位、坍塌的情况，且磷酸三钙的加入有效的促进了缺损位置的新骨再生，染色结果与实施例5类似。
实施例7
将可降解高分子材料聚乳酸(PLA)溶解于一定量的六氟异丙醇中，制备成PLA溶液，将粒度为50nm-5μm的氧化镁粉体加入到PLA溶液中并均匀分散形成浆体，随后将浆体进行干燥后去除溶剂，形成块状，将PLA和氧化镁混合后的块状物置于打印机的料筒中，其中聚乳酸与氧化镁粉体的质量比为1:0.1。
将可降解高分子材料聚己内酯(PCL)和亲水因子丝素蛋白，按照质量比为1:0.05的比例，溶于有机溶剂1,4-二氧六环中，制备成浓度(质量体积比)为10％的溶液。生物玻璃溶液中，钙的含量为30摩尔份数，硅(正硅酸乙酯)的含量为50摩尔份数，磷(磷酸三乙酯)的含量为10摩尔份数。将正硅酸乙酯置于pH值为1.5的硝酸中水解，水解时，硅与去离子水的摩尔比为1:9；水解完成后加入磷酸三乙酯继续水解，水解完成后溶解乙酸钙并静置12h后，得到生物玻璃溶液，准备静电纺丝，其中，聚乳酸溶液与生物玻璃溶液的体积比为3:1。
打印模型设置为菱形栅格状，料筒温度和打印头温度设置为250℃，进行聚乳酸和氧化镁的混合物的打印，最终打印成双层薄片状。菱形栅格纤维的直径为70μm、菱形栅格中平行的纤维之间的距离为1.5mm，打印速度为3mm/s，形成塑形体。
电纺液推进速度为20mL/h；高压发生器的电压为35kV；接收距离为100cm；收集基板为滚筒式，打印喷头和电纺喷头呈一定夹角，夹角为90度，两个喷头互不干扰进行打印和电纺，转辊转速为200转/分。
在打印聚乳酸和氧化镁的混合物的同时，进行聚己内酯他丝素蛋白的电纺溶液和生物玻璃溶液的静电纺丝，电纺出的纤维聚集体(合成高分子纤维和生物玻璃纤维)均匀分散于打印出的塑形体的间隙中，形成致密的薄片状的整体，得到膜片。膜片整体的厚度为150μm，电纺丝直径为10nm-1μm、平均孔径范围为0.1μm-20μm、孔隙率为50％-80％。
将制备好的膜片先用乙醇浸洗两次、再用去离子水浸洗两次，去除残留的有机溶剂，干燥后裁剪成适合临床应用的小片状，该引导组织再生膜第一纤维和第二纤维的总质量与第三纤维的质量比为1:0.8，用去离子水润湿后的平均湿态拉伸强度为15MPa。
采用动物实验验证该引导组织再生膜的屏障效果。采用犬牙槽骨缺损模型，将无菌的该引导组织再生膜在无菌的50℃的热水中受热，按照缺损部位的形状需求，引导组织再生膜的塑形体软化后对其进行弯曲处理，使其与缺损处的形状相匹配。从热水中取出后冷却塑形。在牙槽骨缺损位置填充骨修复颗粒，将塑形后的引导组织再生膜覆盖到骨缺损的位置。术后3个月解剖取出手术部位的牙槽骨，纵切进行切片取材后进行HE染色分析，该引导组织再生膜具有有效的屏障作用，骨修复颗粒没有出现移位、坍塌的情况，且氧化镁的加入有效的促进了缺损位置的新骨再生，染色结果与实施例5类似。
本发明的上述实施例仅仅是为清楚地说明本发明所作的举例，而并非是对本发明的实施方式的限定。对于所属领域的普通技术人员来说，在上述说明的基础上还可以做出其它不同形式的变化或变动。这里无需也无法对所有的实施方式予以穷举。凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明权利要求的保护范围之内。

Claims (13)

1.一种骨诱导再生膜，其特征在于，包括第一纤维和第二纤维，所述第一纤维和所述第二纤维相互交织形成交错结构，其中
所述第一纤维源自于可降解的高分子材料；
所述第二纤维源自于生物玻璃或生物玻璃溶液；
所述骨诱导再生膜具有多孔结构，其孔隙率为30～90％，平均孔径为0.1μm～50μm。
2.根据权利要求1所述的骨诱导再生膜，其特征在于，所述第一纤维与第二纤维的质量比为1:2～10:1。
3.根据权利要求1或2所述的骨诱导再生膜，其特征在于，所述可降解的高分子材料包括合成高分子材料和/或天然高分子材料。
4.根据权利要求1-3任一项所述的骨诱导再生膜，其特征在于，所述生物玻璃或生物玻璃溶液包括Ca、Si和P；
优选地，Ca的摩尔含量为30摩尔份-50摩尔份，
Si的摩尔含量为50摩尔份-70摩尔份，
P的摩尔含量为8摩尔份-12摩尔份。
5.根据权利要求4所述的骨诱导再生膜，其特征在于，所述生物玻璃或生物玻璃溶液还包括Na、K、Mg、Sr、Zn、Cu、Fe元素中的至少一种。
6.根据权利要求1-5任一项所述的骨诱导再生膜，其特征在于，所述生物玻璃的熔点为600℃～1000℃。
7.根据权利要求1-6任一项所述的骨诱导再生膜，其特征在于，所述骨诱导再生膜的厚度为50μm～500μm；优选地，所述第一纤维和/或所述第二纤维的直径为10nm～50μm；和/或
所述骨诱导再生膜的拉伸强度为1MPa-20MPa；抗撕裂强度为1-10N。
8.一种骨诱导再生膜的制备方法，其特征在于，包括使第一纤维和第二纤维相互交织形成交错结构的步骤；其中，
所述第一纤维源自于可降解的高分子材料；
所述第二纤维源自于生物玻璃或生物玻璃溶液；
所述骨诱导再生膜具有多孔结构，其孔隙率为30～90％，平均孔径为0.1μm～50μm。
9.根据权利要求8所述的骨诱导再生膜的制备方法，其特征在于，所述制备方法包括：通过静电纺丝制备所述第一纤维和第二纤维，使所述第一纤维和所述第二纤维相互交织形成交错结构。
10.根据权利要求9所述的骨诱导再生膜的制备方法，其特征在于，所述静电纺丝包括：
将所述高分子材料溶于第一溶剂中得到第一纺丝溶液，对所述第一纺丝溶液进行静电纺丝；将生物玻璃原料水解于第二溶剂中得到生物玻璃溶液，对所述生物玻璃溶液进行静电纺丝；
优选地，所述第一纺丝溶液和所述生物玻璃溶液的体积比为1:5-10:1。
11.根据权利要求9所述的骨诱导再生膜的制备方法，其特征在于，所述静电纺丝包括：
利用所述高分子材料与生物玻璃，采用熔融静电纺丝的方式制备得到所述第一纤维和第二纤维；优选地，所述高分子材料与生物玻璃的体积比为1:5～10:1。
12.一种根据权利要求1-7任一项所述的骨诱导再生膜，或者权利要求8-11任一项所述的骨诱导再生膜的制备方法制备得到的骨诱导再生膜在制备口腔种植材料中的应用。
13.一种引导组织再生膜，其特征在于，所述引导组织再生膜包括纤维聚集体和塑形体；
所述纤维聚集体为权利要求1-7任一项所述的骨诱导再生膜，或者权利要求8-11任一项所述的骨诱导再生膜的制备方法制备得到的骨诱导再生膜；
所述塑形体包含至少一根第三纤维，所述第三纤维与纤维聚集体中的第一纤维和/或第二纤维相互穿插，和/或，纤维聚集体的一部分粘附在第三纤维表面；
其中，所述第三纤维的直径大于所述纤维聚集体中的第一纤维和第二纤维的直径。
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