CN116171170A - 纤维复合材料 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种纤维复合材料，包含水含量小于10wt％的非纤维组分；以及纤维组分，包含多个电纺丝聚合物纤维的多孔支架；其中所述非纤维组分是分散在所述多孔支架上的直链或支链、水溶性、合成或天然聚合物；并且其中，所述纤维复合材料按重量计至少50％是所述纤维组分。所述纤维复合材料用于治疗，例如，作为合成或替代羊膜。它可用于预防和/或治疗各种创伤引起的伤口和慢性伤口，以及用于眼科。

Description

纤维复合材料

技术领域

本发明涉及一种纤维复合材料及其在治疗中的用途，具体是在眼科和伤口护理中的用途。

背景技术

世界范围内的失明主要是由影响角膜的眼病引起的。据估计，全世界有4500万人患有双眼失明，另有1.35亿人患有双眼严重视力障碍。2001年，世界卫生组织报告称，在一些非洲地区，90％以上的失明病例都与角膜病变直接相关。角膜流行病学复杂，包含的感染性和炎症性疾病非常广泛。此外，角膜盲症的严重程度和发病率因国家而异，甚至在人群中也有差异。造成这种情况的主要原因是眼科护理标准的差异。角膜盲症不仅是由疾病引起的，而且往往是由角膜外伤引起的，全世界有160万人受到影响。仅在英国，所有重大创伤患者中就有2.3％是眼部受伤的患者。热烧伤和化学烧伤(例如由个人防护设备不足引起)可对角膜造成严重损害。

据估计，在发达国家，由于人口老龄化和不健康的生活方式，多达2％的人口将在其一生中遭受慢性伤口的困扰。2型糖尿病患者尤其容易出现下肢溃疡。为对这些大量患者进行治疗，医疗机构的经济负担正在逐年增加，美国每年花费近130亿美元。此外，手术伤口和创伤引起的伤口进一步推高了全世界的成本。

脱细胞皮肤或羊膜等移植物通常被用来诱导这些伤口闭合，作为患者自身细胞的支架来修复受损组织。然而，采购、储存和分发这些移植物提高了医疗成本。最近的Covid-19大流行进一步使得组织库关闭，造成可用组织移植物的短缺。

源自人类胎盘组织的羊膜已被用于治疗各种创伤和慢性伤口、重建眼科和其他软组织(即肌腱和囊性组织，例如腹膜)。适应症包括部分皮层伤口和全皮层伤口、压疮/溃疡、静脉溃疡、糖尿病溃疡、隧道型伤口和/或潜行性伤口、手术引起的伤口、创伤性伤口(即裂伤、严重烧伤和擦伤)和引流伤口。羊膜包含三层：上皮，是单细胞层，表面有微绒毛，延伸到羊水中；基底膜，由网状纤维组成；以及基质，本身由三层组成，即所述紧密层、成纤维细胞层和海绵层。紧密层是羊膜中最坚固的一层，能够承受水肿和炎症。所述成纤维细胞层含有分散在网状组织中的成纤维细胞，可发挥吞噬作用。所述海绵层是最外层，通常是胶状的，含有粘液蛋白的网状蛋白束，起到减少羊膜和邻近组织或物质之间摩擦力的作用。

源自人类胎盘组织的羊膜，二十多年来一直被用于眼科治疗多种疾病(例如瘢痕性类天疱疮和Stevens-Johnson综合征、翼状胬肉、溃疡性持续性角膜上皮缺损)，重建结膜表面以及重建化学和热烧伤患者的眼表。

众所周知，羊膜的免疫原性很低，这使它成为组织重建的理想选择。能够冻结并保存羊膜切片进一步提升了其临床吸引力。

使用羊膜有一些缺点，例如，在发展中国家，对组织进行采购和加工不受管制，使临床使用的组织供应受到限制。此外，在严重发炎的组织中，可能会出现宿主对该材料的排斥。此外，作为人类供体产品，使用的羊膜供应存在固有的不一致性，来自不同供体的组织之间存在差异，这可能影响产品性能。此外，虽然可以收获羊膜并进行冷冻保存，但安全储存所需的设备通常无法获得，也不适合在医疗基础设施水平较低的发展中国家使用。

因此，人们希望开发标准化和安全的材料。这种非人类来源的材料被称为合成羊膜或替代羊膜(SAM)。

为了成功地使用SAM治疗前述伤口，它必须灵活、柔韧并符合创面的形状。同样地，为了成功地在眼科手术中使用SAM，它必须灵活、柔韧，并适合眼睛的弧度。初步工作表明，聚(丙交酯-co-乙交酯)(PLGA)膜在刚用HFIP溶剂纺丝时是柔韧和柔软的，但在去除溶剂后变得很脆。这种器材先前已在以下文献中说明：Deshpande et al.,“Simplifying cornealsurface regeneration using a biodegradable synthetic membrane and limbaltissue explants”,Biomaterials,2013,34,5088-5016and Ramachandran et al.,“Synthetic biodegradable alternatives to the use of the amniotic membrane forcorneal regeneration-assessment of local and systemic toxicity in rabbits”,Br.J.Ophthalmol.,2019,103,286-292.

发明内容

根据本发明的第一方面，提供了一种纤维复合材料，包含

非纤维组分，水含量低于10wt％；以及

纤维组分，包含多个电纺丝聚合物纤维的多孔支架；

其中，所述非纤维组分是分散在所述多孔支架内的直链或支链、水溶性、合成或天然聚合物；并且

其中，所述纤维复合材料按重量计至少有50％是所述纤维组分。

根据本发明的第二方面，提供了根据本发明第一方面制造纤维复合材料的方法，包含在电纺丝多个聚合物纤维的同时沉积非纤维组分，以在收集器上形成所述纤维复合材料。

根据本发明的第三方面，提供了根据本发明第一方面的纤维复合材料，用于治疗。

根据本发明的第四方面，提供了治疗有需要患者的方法，包含将根据本发明第一方面的纤维复合材料施用于患者。

根据本发明的第五方面，提供了根据本发明第一方面的纤维复合材料在制造用于治疗的药物中的用途。

本发明所述的材料弥补了现有技术中的不足之处。当作为SAM使用时，消除了来自供体交叉污染的风险，同时提高了膜批次之间的可靠性和标准化程度，从而降低了产品在临床上不发挥作用的风险。本发明的SAM实现了良好的细胞粘附性，并具有适当的机械性能(如抗拉强度)，使其可以应用于角膜、创面或其他身体部位。所述SAM还能有利地进行生物降解，留下形成的组织。

电纺丝材料在伤口护理方面的用途在文献中进行了充分的记载。例如，Dong etal.(Electrospun Nanofibrous Materials for Wound Healing,Advanced FiberMaterials(2020))概述了目前使用电纺丝材料进行伤口愈合的最新技术。作者强调了在这一领域开展进一步工作的必要性，因为细胞与电纺丝纳米纤维材料的整合需要改进，而且在涉及治疗性添加剂时，需要在控制这种材料的释放情况方面取得更多进展。在本发明中加入干燥的聚合物组分，可以更好地控制电纺丝纤维之间的间距。它还能通过使用干燥的非纤维组分来控制所添加治疗剂的释放。

使用水凝胶作为伤口护理敷料是目前程序中使用的一种标准材料。Op't Veld etal.(Design Considerations for Hydrogel Wound Dressings:Strategic andMolecular Advances.Tissue Engineering Part B:Reviews 26,230–248(2020))总结了目前使用水凝胶伤口敷料的最新技术。这些水凝胶被用于一些现有的伤口愈合器材中，但作者强调了它们在设计考虑方面的不足之处。这些材料目前的缺点之一是，它们的许多特性与其结构有关，包括但不限于保质期、机械完整性和降解率。这意味着在设计基于水凝胶的伤口敷料时需要做出妥协，因为有些特性与这些水凝胶的化学和物理结构是反相关的。本发明与基于水凝胶的伤口敷料相比具有优势，因为所述干燥的聚合物组分不是水凝胶，但一旦部署后可以有类似的表现。由于组合物按重量计至少50％是所述纤维组分，它可以使整个器材具有必要机械完整性而用于伤口敷料。所述干燥的聚合物组分可以特制为拥有最佳特性，而不必提供经典基于水凝胶的伤口敷料所需要的机械完整性。

文献中还描述了其他各种适合于组织工程的材料。例如，Ekaputra et al.(“Thethree-dimensional vascularisation of growth factor-releasing hybrid scaffoldof poly(ε-caprolactone)/collagen fibers and hyaluronic acid hydrogel”,Biomaterials,2011,32,8108-8117)公开了包含由双电纺丝形成的透明质酸水凝胶的PCL-胶原纤维。它与本发明的不同之处在于，存在一种水凝胶，由巯基改性的透明质酸和巯基改性的肝素混合，通过添加胶原蛋白加速而形成。由于水凝胶的存在，所得产品是湿润的。相反，本发明第一方面所述的复合材料是干燥的，因此不是水凝胶，因为任何液体的存在都会诱发降解，缩短产品的保质期。

Jiang et al.(“Optimization and Characterization of Dextran MembranesPrepared by Electrospinning”,Biomacromolecules,2004,5,326-333)公开了由PLGA和葡聚糖的混合溶液形成的复合电纺丝膜。它没有公开将透明质酸加入电纺丝材料的情况。与本发明的一个重大区别是，由于使用的是混合电纺丝溶液，所以无法精确控制葡聚糖的位置。相比之下，本发明能够控制透明质酸位置，使其存在于纤维的表面，并在整个电纺丝聚合物支架上自由移动，而不需要支架降解来释放它。

Lee et al.(“In vivo conjunctival reconstruction using modified PLGAgrafts for decreased scar formation and contraction”,Biomaterials,2003,24,5049-5059)公开了用于角膜修复的PLGA移植物，包含多孔的PLGA聚合物块体，它是通过浇铸富含盐的PLGA溶液，然后进行清洗以去除盐，在块体中留下孔隙而产生的。所得产品不是通过电纺丝生产的，也不包含纤维。

Tonsonboom et al.(“Composite electrospun gelatin fiber-alginate gelscaffolds for mechanically robust tissue engineered cornea”,J.Mech.Behav.Biomed.,2013,21,185-194)公开了纤维增强的水凝胶，其中明胶垫浸泡在海藻酸盐水凝胶中，促使明胶纤维被海藻酸盐浸润。这就形成了一种产品，它是湿润的，其中交联的水凝胶占据了纤维网络中的孔隙，并且可以储存在水中直到需要。相反，根据本发明第一方面所述的材料是不湿润的，透明质酸沿着其纤维分散。可用于本发明的透明质酸在其干燥的形式下不形成水凝胶——相反，在一些实施方案中，它能够溶解并扩散到所述纤维支架之外，以给膜带来更大的润滑性。

WO2013/172788公开了纤维增强的水凝胶复合材料及其形成方法，其中所述复合材料包含分散在水凝胶内的多个短电纺丝纤维，没有长程有序性。相反，本发明利用明显较长的电纺丝纤维，其上分散着较少量的透明质酸。

WO2015/186101公开了一种伤口敷料，包含冻干的非纤维组分(透明质酸和海藻酸盐)和由电纺丝纤维垫形成的纤维组分。所述非纤维组分构成了这种伤口敷料的主要材料。

与上述材料相比，本发明具有明显的优势。它易于处理，灵活、柔韧，并表现出良好的可缝合性。最重要的是，在使用时，该材料是透明的，这对预期的用途很重要。此外，这种透明性是在不需要对材料进行离子气体等离子体处理的情况下实现的，这有利地简化了材料的制造过程。此外，该材料没有细胞毒性，表明其在手术中的安全性。

附图说明

图1A、1B和1C显示了根据本发明纤维复合材料(包含HA增强的PLGA膜)的扫描电子显微照片，放大倍数为500x、1000x和2000x。

图1D显示了根据本发明纤维复合材料的扫描电子显微照片，所述材料包含用低HA(左手边图)、高HA(中间图)和无HA(右手边图)增强的PLGA膜。

图2A和2B显示了由本发明所述有HA的纤维复合材料形成的膜在润湿前和润湿后的顺应性评估。

图3A和3B显示了由所述无HA的纤维复合材料形成的材料在等离子体处理后、润湿前(图3A)和润湿后(图3B)的顺应性评估。

图3C和3D显示了由未经任何等离子体处理所述无HA的纤维复合材料形成材料的顺应性评估：润湿前(图3C)和润湿后(图3D)。

图4A和4B显示了由所述无HA和有HA的纤维复合材料形成膜的缝合情况。

图5A和5B显示了有HA和无HA的材料的UV-Vis光谱。

图6A和6B显示了在根据本发明所述低(左图)和高(中图)HA负载与无HA含量(右图)的材料上，永生化人角膜角化细胞(IHCK)分别培养24小时和7天后的扫描电子显微照片。

图6C显示了在低、高和无HA含量的材料上生长的上皮细胞的增殖率，并与羊膜相比较。

图7显示树突状细胞(DC)对脂多糖(LPS)的反应。

具体实施方式

所述纤维复合材料包含非纤维组分和纤维组分，所述纤维组分包含多个电纺丝聚合物纤维的多孔支架。所述纤维复合材料的纤维组分是通过电纺丝生产的，并形成非织造垫。电纺丝纤维为获得膜或支架提供了优越的手段，而且电纺丝既简单又可靠。Huang etal.,Compos Sci and Technol.,2003,63,2223-2253and Greiner and Wendorff,Angew.Chem.Int.Ed.,2007,46,5670-5703的评论文章进一步描述了电纺丝的过程。我们在之前的专利申请(例如，以WO 2020/070484公开的专利申请)中描述了合适的电纺丝过程。

所述纤维复合材料可以采取各种形状和形式。在本发明的一些实施方案中，所述纤维复合材料形成一种膜，最好是一种生物相容性膜。它的形状可以应用于人体或动物身体的各个部位，下文将进一步详细说明。

所述非纤维组分是非纤维聚合物组分，通常是分散在所述多孔支架孔隙上和孔隙内的直链或支链、水溶性、合成或天然聚合物。所述直链或支链、水溶性聚合物可选自天然存在的聚合物，例如多糖和/或其盐，其实例包括但不限于透明质酸、淀粉、葡聚糖、肝素、硫酸软骨素、硫酸皮肤素、硫酸肝素、硫酸角质素、硫酸葡聚糖、戊聚糖多硫酸酯和壳聚糖；和蛋白质(和其他聚氨基酸)，其实例包括但不限于明胶、胶原蛋白、纤连蛋白、层粘连蛋白、白蛋白、弹性蛋白和其活性肽域；和海藻酸及其碱金属盐，所述海藻酸由D-甘露糖醛酸和L-葡萄糖醛酸的各种共聚物段组成，这取决于它们的天然来源以及其他卡拉胶类型，所述卡拉胶类型包含由交替的1,3-连接的β-D-吡喃半乳糖基单元和1,4-连接的α-D-吡喃半乳糖基单位组成的直链多糖。

所述直链或支链、水溶性聚合物可以是合成聚合物和/或其盐，实例包括但不限于聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、聚乙二醇(PEG)、聚丙烯酰胺(PAA)、聚乙烯醇(PVA)、聚丙烯酸(PAAc)、聚甲基乙烯基醚(PMVE)等，以及其共混物和共聚物。

在优选的实施方案中，所述非纤维组分包含透明质酸(HA)。优选地，所述透明质酸是高分子量的透明质酸。优选地，分子量大于300kDa，例如大于400kDa，最优选大于500kDa。更合适的是，所述透明质酸的分子量从500kDa到10,000kDa。

高分子量透明质酸已被证实具有抗炎作用，使创面的驻留巨噬细胞从促炎表型(M1)向重建表型(M2)转变。这种关键的转换使得上皮细胞的粘附性和生长得到改善，促进了组织的肉芽生长和随后的伤口闭合。此外，高分子量透明质酸是人类羊膜的组分，从而进一步证实了其在本发明中的适用性。

所述非纤维组分可以进行交联。交联程序对于本领域的任何技术人员来说是公知的。例如，一般交联方法的概述见于Hu et al.,“Advances in crosslinking strategiesof biomedical hydrogels”,Biomater.Sci.,2019,7,3,843-855。交联可以通过物理或化学方法进行。

对所述非纤维聚合物组分进行交联的合适物理方法包括但不限于：通过离子/静电相互作用交联、通过疏水相互作用交联、通过基于低临界溶液温度/高临界溶液温度的热诱导作用交联、通过超声诱导交联、通过结晶交联、通过氢键交联、通过金属配位交联和通过主客体相互作用交联。

对所述非纤维聚合物组分进行交联的合适化学方法包括但不限于：通过光聚合作用交联、通过酶催化反应交联、通过点击化学交联、通过Diels-Alder反应交联、通过Schiff碱形成交联、通过肟交联的方式交联、通过Michael加成反应交联和通过动态共价化学交联。

在本发明的第一方面，相对于所述非纤维组分的重量进行测量，所述非纤维组分的水含量小于10wt％。因此，它可以被称为“干燥的非纤维组分”。因此，所述非纤维组分在其干燥形式下不是水凝胶，因为根据定义，水必须占总重量(或体积)的至少10％，材料才是水凝胶(Bahram,M.et al.,2016,“An Introduction to Hydrogels and Some RecentApplications”,in Emerging Concepts in Analysis and Applications of Hydrogels,ISBN 978-953-51-2510-5,DOI:10.5772/64301)。然而，所述非纤维组分在湿润时(例如在使用时)，可以形成水凝胶。因此，所述干燥的非纤维组分也可以被称为水凝胶前体。

在优选的实施方案中，所述非纤维组分是非交联的。

在本发明的进一步优选实施方案中，所述非纤维聚合物组分的水含量小于7wt％，优选小于6wt％或5wt％，例如小于4wt％，例如小于3wt％或最优选小于2wt％。

材料的水含量可以通过热重分析(TGA)来测量，这在ISO标准ISO 11358-1:2014中有详细描述。这种方法使用干燥箱，在干燥前和干燥后测量所述材料的重量。为了测量样品中的水含量，在100℃左右时重量减轻被认为是所述样品中所包含蒸发的水的总量。然后，这个重量可以与所述纤维复合材料的总重量相联系，以获得相对于所述纤维和非纤维组分的水的百分比。

优选地，所述纤维复合材料整体上的水含量也较低。优选地，所述纤维复合材料的水含量低于10wt％，优选地低于7wt％，例如低于6wt％或5wt％，例如低于4wt％，例如低于3wt％或最优选地低于2wt％。这种水含量也可以通过TGA测量。

所述纤维复合材料的另一组分是所述纤维组分。所述纤维组分占(构成)所述纤维复合材料按重量计至少50％，优选按重量计至少60％，甚至更优选至少70％、75％或至少80％、85％或90％。构成所述纤维复合材料的所述纤维组分和非纤维组分的相对比例可以通过计算确定。例如，在用于形成所述纤维复合材料的过程中，通过所使用的聚合物流速，可知材料组分的质量转移。由此，可以计算出所沉积聚合物纤维组分与非纤维组分的比例。该计算使用所述组分的流速和溶液中聚合物浓度。实施例部分给出了这种计算的实例。

优选地，所述纤维组分的水含量低于10wt％，例如低于7wt％或低于6wt％或5wt％。优选地，所述纤维组分的水含量低于4wt％，例如低于3wt％或最优选低于2wt％。在一个实施方案中，所述纤维组分的水含量足够低，以至于当所述纤维组分被纳入纤维复合材料中时，所述纤维复合材料的水含量被降到最低。

在一些实施方案中，所述纤维组分包含长度超过1000μm(1mm)的纤维。在一些实施方案中，所述纤维的长度大于2mm，例如，大于5mm或10mm。

在一些实施方案中，所述纤维复合材料的纤维直径范围为500nm到10μm，或750nm到8μm，或1μm到7μm，或2μm到5μm，或3μm到4μm。通常情况下，所述支架中聚合物纤维的长度和平均直径是通过扫描电子显微镜(SEM)测量的。

这些尺寸指的是所述组合物中单个纤维或所有纤维的平均值。

在一些实施方案中，所述纤维组分包含一种可生物降解的聚合物。所述聚合物优选是生物相容性聚合物。所述聚合物优选是无细胞毒性的。

在一些实施方案中，所述纤维组分包含聚(L-丙交酯)、聚乙醇酸、聚羟基丁酸酯、聚苯乙烯、聚乙烯、聚丙烯、聚(环氧乙烷)、聚酯型聚氨酯、聚乙烯醇、聚丙烯腈、聚丙交酯、聚乙交酯、聚氨酯、聚碳酸酯、聚酰亚胺、聚酰胺、脂肪族聚酰胺、芳香族聚酰胺、聚苯并咪唑、聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚[乙烯-co-(乙酸乙烯酯)]、聚氯乙烯、聚甲基丙烯酸甲酯、聚乙烯醇缩丁醛、聚偏二氟乙烯、聚(偏二氟乙烯-co-六氟丙烯)、乙酸纤维素、聚(乙酸乙烯酯)、聚丙烯酸、聚(甲基丙烯酸)、聚丙烯酰胺、聚乙烯吡咯烷酮、聚(苯硫醚)、羟丙基纤维素、聚偏二氯乙烯、聚四氟乙烯、聚丙烯酸酯、聚甲基丙烯酸酯、聚酯、聚砜、聚烯烃、聚倍半硅氧烷、硅树脂、环氧树脂、氰酸酯、双马来酰亚胺聚合物、聚酮、聚醚、聚胺、聚磷腈、聚硫化物、有机/无机混合聚合物或其共聚物，例如，聚(丙交酯-co-乙交酯)、聚丙交酯-co-聚(ε-己内酯)或聚(L-丙交酯)-co-聚(ε-己内酯)，或其共混物，例如，聚乙烯醇和聚丙烯酸的共混物。在优选的实施方案中，所述纤维组分包含聚(丙交酯-co-乙交酯)，又称PLGA。

在优选的实施方案中，所述纤维组分包含PLGA，其中所述PLGA的分子量范围优选是10kDa至5MDa。丙交酯与乙交酯组分的优选比例如下：95:5、90:10、85:15、80:20、75:25、70:30、65:35、60:40、55:45、50:50、45:55、40:60、35:65、30:70、25:75、20:80、15:85、10:90和5:95。

在本发明的优选实施方案中，所述干燥的聚合物(非纤维)组分包含透明质酸(HA)，并且所述纤维组分包含PLGA。

在一个特别优选的实施方案中，有10-20wt％HA和80-90wt％PLGA。

形成所述纤维组分的纤维网络是纤维在空间的随机分布，形成了纤维之间具有间距的相互连接网。这种分布是由用于沉积所述纤维组分的电纺丝过程形成的。构成所述网络的纤维之间的空间较小，在网络中形成孔隙或通道，使流体能够通过。

多孔纤维网络是非织造网络，即所述纤维在所述多孔网络中通常随机定向。因此，所述多孔非织造纤维网络中的聚合物纤维未进行任何具体的定向，即所述多孔非织造网络中的纤维通常是随机定向的，或至少接近随机定向。因此，膜中聚合物纤维的取向度很低。

所述纤维组分形成多孔支架。在一些实施方案中，所述纤维复合材料的孔隙率可以是50％、60％、70％，优选80％或最优选90％。

非织造网络的孔隙率、平均孔隙直径和平均纤维直径是相互关联的，例如Greinerand Weddorff,Angew.Chem.Int.Ed.2007,46,5670-5703所解释的。

所述纤维复合材料中的组分可以物理地混合在一起，形成所述复合材料。所谓“物理混合”，是指所述非纤维组分和所述纤维组分相互分散，不发生化学反应形成新的材料。

所述纤维组分和所述干燥的非纤维组分一般不以共价键连接。这使得所述非纤维组分可以在所述纤维组分上“滑动”。所述非纤维组分可以独立于所述纤维组分移动，这样所述纤维组分不需要降解或改变其结构来释放所述非纤维组分。在实践中，这使得所述非纤维组分在作为支架的所述纤维组分上和周围散布。

所述非纤维组分分散在所述纤维多孔支架的孔隙中。它也可以分散在纤维多孔支架上。

电纺丝是用来生产所述纤维组分的，这产生了孔隙度很大的非织造聚合物纤维网络。由于所述过程的性质，电纺丝材料中通常不存在孤立、不相连的孔隙。所述纤维之间的空隙空间可以被称为大孔隙。在本发明中，所述纤维组分有分散在其孔隙空间中的非纤维组分。所述非纤维组分相对于所述纤维组分的体积分数可以通过首先测量所述复合材料的物理尺寸来计算。在下一个步骤中，测量每种组分的相对重量，并通过使用成分的密度将其转换为体积。这样，本领域的普通技术人员就可以计算出每种组分的体积分数，以及材料中任何一组分都没有占据的空位。

关于非纤维组分填充孔隙的体积比例，这一比例的范围通常为10-30％，或12.5-27.5％，或15-25％，或17.5％-22.5％。

在使用时，所述纤维复合材料可以吸水。例如，所述非纤维组分可以吸收水，在一些实施方案中(具体是当所述非纤维组分未交联或只有部分交联时)，可以从所述纤维组分中浸出。这可以使所述纤维复合材料润滑，可以改善最终产品的物理特征，有助于保持创面水润。

本发明所述的纤维组分是通过电纺丝形成的。在根据本发明的方法中，纤维(优选是纳米纤维)前体溶液被电纺丝到收集基材上，以产生包含非织造聚合物纤维网络的支架；其中，所述纤维前体溶液包含溶解在溶剂中的聚合物。所述聚合物纤维网络可以包括单层纤维或多层(两层或更多层)纤维。电纺丝方法可以很容易地适用于生产具有多层结构的支架。

为了生产本发明所述的纤维复合材料，在对所述纤维组分进行电纺丝的同时，所述非纤维聚合物材料也沉积下来。在一个实施方案中，所述非纤维聚合物材料通过喷涂，或更优选通过电喷涂进行沉积。所述材料被共喷涂/纺丝到收集器上，形成所述复合纤维材料。为了有助于喷涂过程，所述非纤维聚合物材料在喷涂前溶解在溶剂中。在一些实施方案中，用于喷涂所述聚合物材料的溶剂是极性质子溶剂。在一些实施方案中，所述溶剂选自1-甲基-2-吡咯烷酮、1-戊醇、2-乙氧基乙醇、2-乙氧基乙酸乙酯、2-硝基丙烷、2,2,2-三氟乙醇、乙酸、丙酮、乙腈、苯胺、丁醇、四氯化碳、氯仿、环己酮、二乙二醇、二丙酮醇、二氯乙烷、二氯甲烷、二乙醚、二乙二醇单乙醚、二异丙醚、二甲基乙酰胺、二甲基甲酰胺、二甲基亚砜、二氧六环、乙二醇、乙醇、乙酸乙酯、甲酸、甘油、六氟丙烷-2-醇、异丙醇、甲醇、乙酸甲酯、甲乙酮、吗啉、乙酸正丁酯、正丙醇、碳酸丙烯酯、四氢呋喃、三氟乙酸、水或它们的混合物。在优选的实施方案中，所述溶剂是水/甲醇混合物。所述溶剂在喷涂过程结束时蒸发，留下在所述纤维复合材料中干燥的非纤维聚合物材料。使用共喷涂/纺丝方法的好处是，最终的复合材料具有最终的多孔结构，非纤维聚合物材料沉积在所述多孔支架上和内部。

溶剂也用于电纺丝所述纤维组分。在一些实施方案中，所述溶剂选自1-甲基-2-吡咯烷酮、1-戊醇、2-乙氧基乙醇、2-乙氧基乙酸乙酯、2-硝基丙烷、2,2,2-三氟乙醇、乙酸、丙酮、乙腈、苯胺、丁醇、四氯化碳、氯仿、环己酮、二乙二醇、二丙酮醇、二氯乙烷、二氯甲烷、二乙醚、二乙二醇单乙醚、二异丙醚、二甲基乙酰胺、二甲基甲酰胺、二甲基亚砜、二氧六环、乙二醇、乙醇、乙酸乙酯、甲酸、甘油、六氟丙烷-2-醇、异丙醇、甲醇、乙酸甲酯、甲乙酮、吗啉、乙酸正丁酯、正丙醇、碳酸丙烯酯、四氢呋喃、三氟乙酸、水或它们的混合物。在优选的实施方案中，所述溶剂是一种极性非质子溶剂。

在制造所述纤维复合材料的过程中，可以选择采用等离子体处理作为最后一步。这可以增强材料的有益特性，尤其包括其透明性。在一些实施方案中，等离子体处理可以涉及用有机等离子体进行处理。在一些实施方案中，所述有机等离子体是丙烯酸等离子体。

上述过程的产品通常是大型电纺丝片材。可以用激光切割、裁切机切割、模具切割和刀片或剪刀切割等技术将其加工成适当大小和形状的小部件。所述产品可以被切割成圆形、矩形或方形。例如，方形的尺寸可以从3×3cm到25×30cm。

在另一实施方案中，提供了一种纤维复合材料，包含：

非纤维组分，水含量低于10wt％；以及

纤维组分，包含多个流体动力纺丝聚合物纤维的多孔支架；

其中，所述非纤维组分是分散在所述多孔支架内的直链或支链、水溶性、合成或天然聚合物；并且

其中，所述纤维复合材料按重量计至少50％是所述纤维组分。

在本实施方案中，所述纤维组分是用流体动力纺丝方法制造的。流体动力纺丝可定义为使用液体，例如聚合物溶液、聚合物熔体或凝胶-聚合物的形式，通过施加外力和可选使用喷丝头来生产聚合物纤维。本领域普通技术人员已知的常见流体动力纺丝方法包括但不限于熔融纺丝、干法纺丝、湿法纺丝和挤压、溶液纺丝、强力纺丝、电纺丝、熔融吹袭纺丝、气体辅助纺丝和离心纺丝。用这种方法制造的聚合物纤维在下文中被称为“流体动力纺丝”。

在另一实施方案中，还提供了根据上述实施方案制造纤维复合材料的方法，包含在流体动力纺丝多个聚合物纤维的同时沉积非纤维组分，从而在收集器上形成所述纤维复合材料。

还提供了根据上述实施方案的纤维复合材料，用于治疗，优选是用于伤口护理。

还提供了治疗有需要的患者的方法，包含向所述患者施用根据上述实施方案的纤维复合材料。

如上文在本发明背景下讨论的优选特征也适用于这些实施方案，其中所述纤维组分是通过电纺丝制造的。例如，优选的流体动力纺丝方法是电纺丝。

根据本发明所述材料是包含电纺丝纤维和非纤维聚合物组分的纤维复合材料，适合于治疗性应用。因此，所述纤维复合材料可以是一种治疗性组合物。所述治疗性应用可以是组织修复。因此，所述纤维复合材料可以替代组织补片的形式提供。

本发明两个特别优选的用途在于伤口护理和眼科。角膜缺损的表现与伤口类似。角膜和皮肤都提供了一道外界屏障，并形成了内在和类似的机制，以保护机体免受外部威胁和危险。这两种组织都能够通过基于类似生物机制的再生过程迅速修复任何损伤。对皮肤进行的研究为角膜再生奠定了基础。

合适的治疗性用途包括用于伤口护理，更具体地说，部分皮层伤口和全皮层伤口、压疮/溃疡、静脉溃疡、糖尿病溃疡、隧道型伤口和/或潜行性伤口、手术引起的伤口、创伤性伤口(即裂伤、严重烧伤和擦伤)和引流伤口。所述材料也可以作为一种支架，有助于使用皮肤干细胞移植的疗法。

所述材料可作为合成或替代羊膜使用。例如，所述材料可作为移植物应用于创面。在应用于创面之前，所述纤维复合材料可以切割成适当的尺寸和形状。细胞可以在所述移植物上生长。另外，所述材料可与同种异体/异种移植物一起使用以提供另外的支撑，或作为界面层使用。

与天然羊膜不同，本发明所述材料在用作SAM时没有方向性(其优点之一)。当插到创面上时，它的功能是作为驻留上皮细胞生长的基质，从而帮助上皮的再上皮化、组织的肉芽生长和伤口闭合。

在应用于创面后，所述材料可以使其形状适合所述创面的表面。它也可以通过使用缝合线或胶(如纤维蛋白胶或氰基丙烯酸酯胶)固定到位。

所述材料可以设置成不同的厚度，以处理不同的临床适应症。例如，所述材料的厚度范围可以是20μm到2mm，例如，30μm到1mm。最好是所述材料在室温(20℃)下的保质期为至少六个月。优选的是，在最终的包装中对所述材料进行彻底的消毒。

本发明所述纤维复合材料在使用时优选地在合适的生物时间范围内进行生物降解。对于伤口护理用途，所述材料可被设计为在2至24周的时间跨度内降解。

在不同的实施方案中，提供了根据上述实施方案的纤维复合材料，用于眼科。合适的治疗性用途包括用于眼科，例如预防或治疗眼部疾病，例如角膜疾病或缺损。因此，所述材料可以以眼部补片的形式提供，例如，角膜补片。所述材料可用于预防和/或治疗持续性角膜上皮缺损、与Stevens-Johnson综合征有关的眼部并发症、原发性/复发性翼状胬肉、瘢痕性类天疱疮和结膜穹窿重建、角膜溃疡、角膜糜烂、急性化学/热烧伤、感染后角膜炎(疱疹性、春季卡他性、细菌性)、结膜黄斑、睑球粘连、结膜成形术或疼痛性大泡性角膜病变。所述材料也可作为支架，用于移植角膜缘干细胞给角膜缘干细胞缺乏的患者。另一用途是去除上皮病变或上皮下病变(例如，带状角膜病、疤痕和肿瘤)。所述材料可用于覆盖去除大面积结膜病变后的缺损。其他用途包括眼睑修复和巩膜变薄。

所述材料可作为合成或替代羊膜使用。例如，所述材料可作为移植物应用于眼睛。在应用于眼睛之前，可将所述纤维复合材料切割成适当的尺寸和形状。细胞可以在所述移植物上生长。另外，所述材料可作为绷带应用于眼部缺损上。在这种用途中，细胞一般不会沿着所述材料生长，而材料反而发挥了保护作用，支持自我愈合。

与天然羊膜不同，本发明所述材料在用作SAM时没有方向性(其主要优点之一)。当插入眼部缺损时，它可以为角膜上皮细胞和结膜上皮细胞提供生长的基质，从而帮助宿主上皮细胞重新上皮化。

在应用于眼睛后，所述材料可以使其形状适合眼睛的曲率。它也可以被缝合到位。本发明所述材料特别适用于缝合。它也可以通过胶应用在眼睛上。所用胶可以是纤维蛋白胶。

所述材料可以设置成不同的厚度，以处理不同的临床适应症。例如，所述材料的厚度范围可以是20μm到500μm。最好是所述材料在室温(20℃)下的保质期为至少六个月。优选的是，在最终的包装中对所述材料进行了彻底的消毒。

本发明所述纤维复合材料在使用时优选在适当的生物时间范围内进行生物降解。对于眼科用途，优选地，最好是所述材料在8周内降解。

在一些实施方案中，所述纤维复合材料在施用给患者前与液体载体混合。适合的液体包括生理盐水。在一些实施方案中，所述纤维复合材料可与一种或更多种添加剂合并。所述添加剂可与所述液体载体混合，或在制造过程中添加到所述纤维复合材料中。

在一些实施方案中，所述一种或更多种添加剂可包含治疗剂、活性成分或具有另外特性的成分，当将所述纤维复合材料应用于所述患者时，这些成分是有益的。

本文所述的治疗性组合物包含所述纤维复合材料，并还可包括细胞、生物分子或其他活性剂。所述生物分子或其他活性剂可以是药物、核酸、核苷酸、蛋白质、多肽、抗体或外泌体。所述核酸可以包含DNA、RNA、RNAi、saRNA或siRNA。任选的是，所述治疗性组合物包含细胞(例如粘附性治疗细胞)，以及所述纤维复合材料。所述细胞可以被放置在所述支架中多孔纤维网络内。所述细胞可以被放置在所述支架的孔隙中。所述细胞可以被放置在(例如可粘附到)所述支架表面上。所述细胞可被放置在所述支架的孔隙中，也可被放置在(如可粘附到)所述支架表面上。

本发明所述治疗性组合物还可包含添加剂，所述添加剂最好与电纺丝材料的纤维混合。此类添加剂可包括生长因子，例如血管内皮生长因子(VEGF)。添加剂也可以是释放氧气的材料，如CaO₂或血红蛋白。替代添加剂包括交联剂，例如用于水凝胶前体交联的钙离子。合适的添加剂可以从以下选择：血红蛋白、过氧化物(例如H₂O₂、CaO₂、MgO₂、Li₂O₂、Na₂O₂)、过碳酸钠(Na₂CO₃)、全氟化碳、羟基磷灰石、磷酸三钙(促进骨生长的材料)、生长因子、过氧化氢酶和其他酶。在一些实施方案中，其他添加剂可包括抗菌剂、抗病毒剂、抗真菌剂和/或银纳米粒子。在一些实施方案中，所述添加剂包含维生素(例如维生素D、维生素E)或另一物质，如四氢嘧啶。在一些实施方案中，所述一种或更多种添加剂包含透明质酸盐。在优选的实施方案中，所述透明质酸盐是透明质酸钠。

合适的治疗剂包括抗生素(如氟喹诺酮类抗生素、氨基甙类抗生素、多粘菌素B组合物)、类固醇、缩瞳剂、抗真菌剂、抗血管生成剂、抗炎剂、润滑剂和蛋白质(如上皮细胞生长因子、神经生长因子)。

生长因子的实例可以包括以下任何一种或更多种：集落刺激因子(m-CSF、G-CSF、GM-CSF)、表皮生长因子(EGF)、促红细胞生成素(EPO)、成纤维细胞生长因子(FGF)、肝细胞生长因子(HGF)、肝癌衍生生长因子(HDGF)、白细胞介素、角质细胞生长因子(KGF)、迁移刺激因子(MSF)、巨噬细胞刺激蛋白(MSP)(也称为类肝细胞生长因子蛋白(HGFLP))、肌肉生长抑制素(GDF-8)、神经调节蛋白(如神经调节蛋白1、2、3或4)、神经营养蛋白(例如，脑源性神经营养因子(BDNF)、神经生长因子(NGF)、神经营养蛋白-3或4)、胎盘生长因子(PGF)、血小板源性生长因子(PDGF)、肾胺酶抗体(RNLS)、T细胞生长因子(TCGF)、促血小板生成素(TPO)、转化生长因子(如转化生长因子α(TGF-α)或β(TGF-β))、肿瘤坏死因子-α(TNF-α)、血管内皮生长因子(VEGF)或与Wnt信号通路相关的因子。同样优选的是细胞因子，包括上述的白细胞介素。

通常，本发明所述治疗性组合物中的细胞包含粘附性治疗细胞。粘附性细胞是能够粘附到培养容器的细胞，所述培养容器已被专门处理以供培养粘附性细胞。粘附性细胞的概念对于本领域普通技术人员来说是公知的。技术人员能够识别细胞是否是粘附性的。治疗细胞是能够产生治疗效果的细胞。治疗细胞通常是活细胞。治疗细胞通常是能够修复受损或病变组织的细胞。所述治疗细胞最好是自体的。换言之，所述细胞最好来自患者，将被施用至患者体内以修复受损或病变组织。或者，所述细胞优选是同种异体的。换言之，所述细胞最好来自与被施用细胞以修复受损或病变组织的患者在免疫学上相容的患者。所述细胞可以是半同种异体的。半同种异体细胞群通常是由两个或更多个患者产生的，这些患者在免疫学上与将施用细胞的患者相容。换言之，所有的细胞优选在基因上与将被施用细胞的患者相同，或在基因上有足够同一性，使所述细胞与将被施用细胞的患者在免疫学上相容。细胞可以通过基因工程使其与宿主的免疫系统相容，从而使宿主的免疫系统不攻击所述细胞。

所述组合物通常包含一个以上的细胞，如至少约2个、至少约5个、至少约10个、至少约20个、至少约30个、至少约40个、至少约50个、至少约100个、至少约200个、至少约500个、至少约1000个、至少约2000个、至少约5000个、至少约10000个、至少约50000个、至少约100000个，至少约2×10⁵个、至少约5×10⁵个、至少约1×10⁶个、至少约2×10⁶个、至少约5×10⁶个、至少约1×10⁷个、至少约2×10⁷个、至少约5×10⁷个、至少约1×10⁸个或至少约2×10⁸个细胞。在某些情况下，所述组合物可包含至少1.0×10⁷个、至少1.0×10⁸个、至少1.0×10⁹个、至少1.0×10¹⁰个、至少1.0×10¹¹个或至少1.0×10¹²个细胞或甚至更多个细胞。

所述复合纤维材料可以适于控制所述添加剂的释放。例如，所述干燥的非纤维组分可以进行交联，以减缓所述添加剂的释放。

实施例

现在将通过以下实施例来对本发明进行说明。

实施例1

具有高分子量2200kDa透明质酸的增强的PLGA微纤维

膜的制造

使用两个喷嘴头对增强的膜进行共纺丝。第一喷嘴头为四喷嘴设置，电纺丝23％155kg/mol PLGA(乙交酯和丙交酯的比例为50:50)的DMSO溶液，第二喷嘴头为五喷嘴头，电纺丝0.5％2200kDa透明质酸的水和甲醇溶液(比例为1:1)。

还电纺丝了不含透明质酸组分(以下简称“无HA”)的膜。

更详细地说，为了通过共电纺丝-电喷涂法制造所述材料，制备了两种聚合物溶液。首先，将Corbion(供应商代码：PDLG 5010，批次1807002369)的23wt％聚(d l-丙交酯-co-乙交酯)(丙交酯和乙交酯的比例为50:50，Mw 155kg/mol)溶解在二甲基亚砜(99.9％，Sigma Aldrich，供应商代码：276855，批次STBJ2673)中。其次，将0.5wt％(以下简称“低HA”)或0.8wt％(以下简称“高HA”)透明质酸钠(实验室级，来自Contipro，供应商代码：60001 15，批号：219-32749)溶解在去离子水和甲醇(98.8％，来自Sigma Aldrich，供应商代码：32213，批号：STBH4353)的1:1混合物中。两种溶液都溶解，并于室温下在滚轴混合器上均质化至少48小时。

所述器材含有纤维组分和干燥的非纤维组分。对于所述纤维组分，所述PLGA溶液以1.6mL/h的恒定进给率通过注射泵用四喷嘴头递送。对所述溶液进行垂直电纺丝，加速电压为+20kV DC-+25kV。

对于所述干燥的非纤维组分，所述的透明质酸钠溶液通过注射泵用五喷嘴头以12mL/h的恒定进给率递送。所述溶液以+13kV DC-+16kV的加速电压进行电喷涂。在气候空调控制的电纺丝机中，温度和相对湿度保持恒定(分别为25℃和40％RH)。将这些组分收集在离型纸上，所述离型纸包裹在旋转收集器周围，所述收集器距离针尖40cm或15cm，分别用于收集所述纤维组分和干燥的非纤维组分。所述收集器以100rpm的速度旋转。还使用可编程的电动平台进行了纵向平移，平移速度为40mm/s。电纺丝进行了3个小时。

纤维直径和支架形态的表征是通过扫描电子显微镜(SEM)使用多张图像的自动图像表征进行的，从而确定平均纤维直径和相对标准偏差。FiberMetric软件自动识别所捕获SEM图像中的纤维位置，并在特定位置测量每个纤维的直径20次。通常情况下，每张图像要进行大约100次这样的测量。纤维直径也可以通过对多张SEM图像进行人工测量和分析来获得。

顶层纤维的平均纤维直径为2.2μm，标准偏差为0.65μm。片材的厚度用数字千分尺进行测量。所述材料的平均厚度为40μm，公差为±20％。

所述片材在真空烘箱中以～10mbar的压力在40℃下干燥16小时，以减少制造过程中残留的溶剂量。

对一些所述材料进行了等离子体处理。例如，无HA的材料表面先用氧等离子体激活，然后再暴露于丙烯酸等离子体(这项服务由Henniker Plasma公司提供)。

获得了所得纤维复合材料的扫描电子显微照片(图1A-D)。所得的材料很容易湿润。因此，不需要用等离子体处理来湿润含有透明质酸(HA)的膜。此外，图1D表明，PLGA纤维之间的孔隙(空隙或空位)填充有HA，从而使其表面比无HA材料的表面光滑得多。有HA材料的外观更接近于羊膜(AM)的形态。

对有和无HA的材料进行了UV-Vis光谱分析。样品在Agilent Cary 5000UV-vis-NIR光谱仪上运行，扫描速度为600nm/min，数据间隔为1nm。扫描范围是800-350nm。样品夹在两个20×20mm的玻璃盖玻片之间，以进行透射测量。两个玻璃盖玻片置于参考光束。

本发明所述材料显示出高透光度(透明性)——参见图5A和5B中的UV-VIS光谱图像。与无HA膜相比，湿润HA膜的透明性得到了极大的改善。这种效果只有在不包含HA的材料用等离子体处理才能实现。这一点通过图3A和3B(显示了无HA但经过等离子体处理的材料)与图3C和3D(显示了未经等离子体处理的相同材料)对比得以说明。图3D(湿润材料)与图3C(干燥材料)几乎相同，证实透明性没有提升。

含有HA膜的弹性在湿润后发生了变化，膜明显变得更软。杨氏模量从湿润前的281Mpa左右下降到湿润后的38MPa。干燥膜在拉长到原长度的37％时开始撕裂，但在湿润后，膜可以拉长到139％。

拉伸测试数据显示在表1中。

表1-拉伸测试数据。

对由所述纤维复合材料形成的膜进行了顺应性测试(图2A、2B、3A、3B)。方形膜(图2)和圆形膜(图3)(低HA含量)以干燥和湿润状态放置在与兔子眼睛大小和形状相应的圆形3D表面上。湿润膜顺应于所述表面，而干膜不顺应。此外，湿润膜显示出透明性，可以看到基质的表面。

透明质酸在膜湿润后立即开始缓慢溶解，在纤维支架上沉积了润滑剂薄层。所得的膜可以放置在三维形状的物体(模拟非平整表面)上并在其上移动。所述膜的手感与人体组织的手感非常相似。

然后进行了可缝合性测试(图4A和4B)，结果显示，当缝合所述膜时，在不含透明质酸的膜上可以观察到针的穿刺孔。当所述膜含有透明质酸时，所述穿刺孔明显变小，有利于原位固定所述膜，提升其手术吸引力。

实施例2：计算纤维组分和非纤维组分的相对比例

材料的低HA负载：

每小时沉积12mL的0.5wt％HA溶液，其中沉积物含有0.06mg的HA(12*0.5％＝0.06mg)。

每小时沉积1.6mL的PLGA溶液，其中沉积物含有0.368mg PLGA(1.6*23％＝0.368mg)。

所述器材中HA的比例为0.06/(0.368+0.06)*100＝14％。

所述器材中PLGA的比例是0.368/(0.368+0.06)*100＝86％。

材料的高HA负载：

每小时沉积12mL的0.8wt％HA溶液，其中沉积物含有0.096mg的HA(12*0.8％＝0.096mg)。

每小时沉积1.6mL的PLGA溶液，其中沉积物含有0.368mg PLGA(1.6*23％＝0.368mg)。

所述器材中HA的比例为0.096/(0.368+0.096)*100＝21％。

所述器材中PLGA的比例为0.368/(0.368+0.096)*100＝79％。

实施例3：材料的水含量

在本实施例中，对根据本发明材料(按实施例1的方法制作)的水分进行了分析。将5mL甲醇加入小瓶中的0.05g材料中，然后通过转动所述小瓶2小时从材料样品中提取水分。然后用Schott Titrolineα滴定仪分析所述溶液的水含量。

同时还分析了空白甲醇样品，以便对所述样品的结果进行空白校正。

在分析的所有样品中，测得的平均水含量为6％。

实施例4：本发明材料上细胞形态的评估

在根据本发明材料(包括低和高负载HA)上培养永生化人角膜角化细胞(IHCK)。这些膜与不含HA的膜进行了比较。本评估中的所有膜都被固定在细胞培养样本固定架的插入物上，细胞以每个插入物4.5x10⁵的数量接种在24孔板中。培养24小时、72小时和7天后，对细胞进行固定并将样品脱水，进行扫描电子显微镜(SEM)分析。

图6A和6B分别示出了在培养24小时和7天后，低(左图)与高(中图)HA负载和无HA含量(右图)的本发明材料上的IHCK。即使在培养24小时后，低和高HA负载材料上的细胞显示出类似于体内的形态，细胞均匀地覆盖了大部分所述膜(图6A)。7天后，低和高HA含量本发明上的细胞表现出汇合状态，有细胞分化和分层的早期迹象(图6B)。相比之下，无HA膜上的细胞在24小时后表现出非典型的行为，呈圆形形态，对基质的覆盖不均匀。即使在培养7天后，也没有完全达到汇合状态。更早的细胞分化和分层以及更快的汇合预计在眼科和伤口护理方面具有优势，这将使得更快地形成屏障和更快地修复健康的上皮组织。

测量了上面讨论与图6A和6B有关细胞的增殖率。图6C显示了从24小时到7天，以DNA增加倍数表示的增殖率。与缺少HA的材料相比，细胞在含有HA材料上增殖/生长得更快。这表明，与缺少HA的材料相比，如果使用含有HA的材料，伤口可能更快地再生/闭合。

实施例5:与羊膜相比，本发明上上皮细胞的蛋白质标记物表达

如实施例4所述，在膜上培养永生化人角膜角化细胞(IHCK)。将含有低和高HA浓度的膜与不添加HA的膜和人类羊膜(HAM)进行比较。在三个不同的时间间隔(24小时、3天和7天)，通过免疫荧光染色研究了以下标记物的表达：

标记物	表位	关联性
			ZO-1	闭锁小带(紧密连接)	IHCK形成新屏障层的指标
pFAK	粘附斑激酶	IHCK粘附到本发明的能力指标
			C12	细胞角蛋白12	表明IHCK早期分化成正确的角膜上皮表型的结构标记物
C19	细胞角蛋白19	表明IHCK后期分化成正确的角膜上皮表型的结构性标记物

下表总结了在低和高HA负载的本发明、无HA材料和AM上培养的ICHK中，上述标记物的出现情况(+代表标记物表达；-代表无标记物表达)：

在24小时的时间点上，细胞粘附在所有的电纺丝材料上。然而，紧密连接(由ZO-1的表达指示)只在含有HA的膜上形成。结果表明，含有HA的本发明材料比无HA的非本发明材料更能支持细胞分化。

在3天的时间点上，HA负载材料上的细胞已经发展到分化的表型，而无HA的材料则没有。

在7天的时间点上，根据本发明材料(含HA)上的细胞现在显示出分化的表型，但无HA材料上的细胞仍然没有汇合，也不具备紧密连接。在低HA材料上，细胞和基质之间的粘着斑不再可见，这表明多个细胞层已经形成。低HA膜上的ICHK显示出与羊膜(AM)上细胞类似的结果。

如所述标记物所示，屏障形成的改善表明在体内环境中表现得到了改善，可以预期伤口会更快闭合。改善眼内屏障的形成将产生直接效果，即增强宿主对病原体的防御机制。

实施例6:单核细胞衍生的树突状细胞对根据本发明的材料的反应

这项研究的重点是分析根据本发明的材料影响关键免疫过程(即树突状细胞(DC)的激活)的潜力。DC在识别入侵的病原体和激活免疫系统进行防御方面起着关键作用。HLA-DR标记物是预测巨噬细胞对所述材料产生反应的指标。这项研究的结果对于预期巨噬细胞将如何对本发明所述材料作出反应具有预测价值。巨噬细胞和树突状细胞都属于相同的前体谱系(单核细胞)，因此研究显示，倾向于更具耐受性的DC表型的疾病可能表明巨噬细胞的表现也类似。

通过在RPMI-1640培养基中与GMCSF和IL4培养7天，从THP-1人单核细胞(细胞系)生成未成熟的树突状细胞(DC)。DC添加到低、高或无HA的材料中。

将在低、高和无HA材料中生长的未成熟DC暴露于LPS和各种对照物以诱导DC成熟。通过流式细胞仪分析CD11c、HLA-DR、CD86阳性细胞来测量成熟度。

图7说明了DC对LPS的反应。DC暴露于LPS明显增强了HLA-DR的表达。暴露于根据本发明低或高HA的材料(SM1和SM2)的DC显示出HLA-DR的表达未增强，并且与LPS处理的DC相比表达明显减弱。然而，在非HA处理的材料(SM3)存在下，DC显示出HLA-DR+细胞数量增加。LPS刺激的DC(与根据本发明低或高HA的材料一起培养)显示出刺激减弱，而与非HA处理材料一起生长的DC的HLA-DR阳性细胞水平更高。

结果显示，含有HA的材料比不含HA的材料有明显的优势。在所述材料中添加HA预期会降低体内的炎症反应。

Claims (23)

1.一种纤维复合材料，包含

非纤维组分，水含量低于10wt％；以及

纤维组分，包含多个电纺丝聚合物纤维的多孔支架；

其中，所述非纤维组分是分散在所述多孔支架内的直链或支链、水溶性、合成或天然聚合物；并且

其中，所述纤维复合材料按重量计至少50％是所述纤维组分。

2.根据权利要求1所述的纤维复合材料，其中所述非纤维组分包含天然衍生聚合物以及蛋白质，所述天然衍生聚合物优选自透明质酸、淀粉、葡聚糖、肝素、硫酸软骨素、硫酸皮肤素、硫酸肝素、硫酸角质素、硫酸葡聚糖、戊聚糖多硫酸酯和壳聚糖。

3.根据权利要求1或2所述的纤维复合材料，其中所述非纤维组分包含透明质酸，优选分子量超过500kDa的透明质酸。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的纤维复合材料，其中所述非纤维组分的水含量小于7wt％，优选小于5wt％。

5.根据前述任一项权利要求所述的纤维复合材料，其中所述纤维组分占按重量计所述纤维复合材料的至少60％，优选按重量计所述纤维复合材料的至少70％，甚至更优选至少80％或至少90％。

6.根据前述任一项权利要求所述的纤维复合材料，其中所述纤维组分包含聚(L-丙交酯)、聚(乙醇酸)、聚羟基丁酸酯、聚苯乙烯、聚乙烯、聚丙烯、聚(环氧乙烷)、聚酯型聚氨酯、聚(乙烯醇)、聚丙烯腈、聚丙交酯、聚乙交酯、聚氨酯、聚碳酸酯、聚酰亚胺、聚酰胺、脂肪族聚酰胺、芳香族聚酰胺、聚苯并咪唑、聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚[乙烯-co-(乙酸乙烯酯)]、聚氯乙烯、聚(甲基丙烯酸甲酯)、聚乙烯醇缩丁醛、聚偏二氟乙烯、聚(偏二氟乙烯-co-六氟丙烯)、乙酸纤维素、聚(乙酸乙烯酯)、聚丙烯酸、聚(甲基丙烯酸)、聚丙烯酰胺、聚乙烯吡咯烷酮、聚(苯硫醚)、羟丙基纤维素、聚偏二氯乙烯、聚四氟乙烯、聚丙烯酸酯、聚甲基丙烯酸酯、聚酯、聚砜、聚烯烃、聚倍半硅氧烷、硅树脂、环氧树脂、氰酸酯、双马来酰亚胺聚合物、聚酮、聚醚、聚胺、聚磷腈、聚硫化物、有机/无机混合聚合物或其共聚物；或其共混物。

7.根据前述任一项权利要求所述的纤维复合材料，其中所述纤维组分包含聚(丙交酯-co-乙交酯)。

8.根据前述任一项权利要求所述的纤维复合材料，其中所述纤维组分不与所述非纤维组分共价结合。

9.根据前述任一项权利要求所述的纤维复合材料，其中所述纤维的直径范围是500nm-10μm和/或长度大于1mm。

10.根据权利要求1至9中任一项所述的纤维复合材料，还包含一种或更多种添加剂，优选地，其中所述一种或更多种添加剂选自治疗剂和活性成分，优选选自维生素、抗生素、类固醇、缩瞳剂、抗真菌剂、抗血管生成剂、抗炎剂、抗病毒剂、润滑剂和蛋白质。

11.根据权利要求10所述的纤维复合材料，其中所述一种或更多种添加剂选自维生素D、维生素E、四氢嘧啶和透明质酸盐。

12.一种制造根据权利要求1至11中任一项所述的纤维复合材料的方法，包括在电纺丝多个聚合物纤维的同时沉积非纤维组分，以在收集器上形成所述纤维复合材料。

13.根据权利要求12所述的方法，其中用于喷涂所述非纤维组分的溶剂选自1-甲基-2-吡咯烷酮、1-戊醇、2-乙氧基乙醇、2-乙氧基乙酸乙酯、2-硝基丙烷、2,2,2-三氟乙醇、乙酸、丙酮、乙腈、苯胺、丁醇、四氯化碳、氯仿、环己酮、二乙二醇、二丙酮醇、二氯乙烷、二氯甲烷、二乙醚、二乙二醇单乙醚、二异丙醚、二甲基乙酰胺、二甲基甲酰胺、二甲基亚砜、二氧六环、乙二醇、乙醇、乙酸乙酯、甲酸、甘油、六氟丙烷-2-醇、异丙醇、甲醇、乙酸甲酯、甲乙酮、吗啉、乙酸正丁酯、正丙醇、碳酸丙烯酯、四氢呋喃、三氟乙酸、水，或它们的混合物。

14.根据权利要求12或13所述的方法，其中用于电纺丝所述多个聚合物纤维的溶剂选自1-甲基-2-吡咯烷酮、1-戊醇、2-乙氧基乙醇、2-乙氧基乙酸乙酯、2-硝基丙烷、2,2,2-三氟乙醇、乙酸、丙酮、乙腈、苯胺、丁醇、四氯化碳、氯仿、环己酮、二乙二醇、二丙酮醇、二氯乙烷、二氯甲烷、二乙醚、二乙二醇单乙醚、二异丙醚、二甲基乙酰胺、二甲基甲酰胺、二甲基亚砜、二氧六环、乙二醇、乙醇、乙酸乙酯、甲酸、甘油、六氟丙烷-2-醇、异丙醇、甲醇、乙酸甲酯、甲乙酮、吗啉、乙酸正丁酯、正丙醇、碳酸丙烯酯、四氢呋喃、三氟乙酸、水或它们的混合物。

15.根据权利要求1至11中任一项所述的纤维复合材料，用于治疗。

16.根据权利要求15所述的纤维复合材料，在治疗中用作替代羊膜。

17.根据权利要求1至16中任一项所述的纤维复合材料，用于治疗伤口，优选慢性伤口或外伤引起的伤口。

18.根据权利要求17所述的纤维复合材料，用于治疗部分皮层伤口、全皮层伤口、压疮/溃疡、静脉溃疡、糖尿病溃疡、隧道型伤口、潜行性伤口、手术引起的伤口、创伤性伤口或引流伤口，优选地，其中所述创伤性伤口是裂伤、严重烧伤或擦伤。

19.根据权利要求1至16中任一项所述的纤维复合材料，用于预防和/或治疗眼部缺损或疾病，优选角膜缺损或疾病。

20.根据权利要求19所述的纤维复合材料，用于预防和/或治疗选自以下病症：持续性角膜上皮缺损、与Stevens-Johnson综合征相关的眼部并发症、原发性/复发性翼状胬肉、瘢痕性类天疱疮和结膜穹窿重建、角膜溃疡、角膜糜烂、急性化学/热烧伤、感染后角膜炎(疱疹性、春季卡他性、细菌性)、结膜黄斑、睑球粘连、结膜成形术或疼痛性大泡性角膜病变。

21.一种治疗有需要的患者的方法，包括向所述患者施用根据权利要求1至11中任一项所述的纤维复合材料。

22.根据权利要求1至11中任一项所述的纤维复合材料在制造治疗伤口药物中的用途，优选地，其中所述伤口选自部分皮层伤口和全皮层伤口、压疮/溃疡、静脉溃疡、糖尿病溃疡、隧道型伤口和/或潜行性伤口、手术引起的伤口、创伤性伤口(即裂伤、严重烧伤和擦伤)和引流伤口。

23.根据权利要求1至11中任一项所述的纤维复合材料在制造预防和/或治疗眼部缺损或疾病的药物中的用途，优选地，其中所述眼部缺损或疾病选自持续性角膜上皮缺损、与Stevens-Johnson综合征有关的眼部并发症、原发性/复发性翼状胬肉、瘢痕性类天疱疮和结膜穹窿重建、角膜溃疡、角膜糜烂、急性化学/热烧伤、感染后角膜炎(疱疹性、春季卡他性、细菌性)、结膜黄斑、睑球粘连、结膜成形术或疼痛性大泡性角膜病变。

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