本發(fā)明涉及一種傷口敷料，特別地涉及一種刺激響應(yīng)型傷口敷料。
背景技術(shù)：
：：應(yīng)用于人和/或動(dòng)物的外部傷口的傷口敷料是已知的。典型地，對(duì)人和/或動(dòng)物皮膚的損傷會(huì)導(dǎo)致外部傷口，并且使用繃帶和/或創(chuàng)口貼覆蓋該傷口的表面來(lái)加速該傷口的愈合。傷口的治療和修護(hù)已經(jīng)被證明是有挑戰(zhàn)性的，因?yàn)楦鞣N外在和內(nèi)在的因素在愈合過(guò)程中起到了重要作用。這在包括對(duì)人或動(dòng)物軀體的皮膚傷害的外部傷口中尤其明顯。典型地，傷口治愈過(guò)程包括三個(gè)主要時(shí)期，即：炎癥期、增生期和重塑期。炎癥期通過(guò)固定傷口和使其腫大并變疼痛來(lái)為傷口位置的愈合做準(zhǔn)備。發(fā)生流血并開(kāi)始體內(nèi)平衡，此外，凝血機(jī)制由血小板引發(fā)。炎癥期還借由組織胺和血清素導(dǎo)致血管舒張和噬菌作用。增生期包括在傷口邊緣的表皮細(xì)胞的增生，活躍遷移的細(xì)胞從原來(lái)的點(diǎn)向各個(gè)方向朝著傷口位置移動(dòng)3cm。這一過(guò)程通常發(fā)生在受傷后2天至3周，并在傷口位置引起肉芽組織。肉芽是在成纖維細(xì)胞和巨噬細(xì)胞的作用下形成的，并提供了生長(zhǎng)因子的持續(xù)來(lái)源以刺激血管再生和纖維增生。最后一個(gè)階段被認(rèn)為是重塑階段并且通常在受傷三周后開(kāi)始，并持續(xù)長(zhǎng)達(dá)2年。借由新膠原的形成，重塑皮膚組織以產(chǎn)生更強(qiáng)的抗張強(qiáng)度是這一階段的主要目標(biāo)。參與的主要細(xì)胞類(lèi)型是成纖維細(xì)胞。膠原分子開(kāi)始形成，其經(jīng)歷進(jìn)一步的修飾，并且分子開(kāi)始形成特有的三股螺旋結(jié)構(gòu)。以上時(shí)期經(jīng)常重疊，一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)的傷口敷料不是被設(shè)計(jì)為提供促進(jìn)來(lái)自不同時(shí)期的最佳反應(yīng)的使用環(huán)境。通常傷口敷料只在上述一個(gè)階段中起作用。在現(xiàn)有的技術(shù)階段，已知的缺陷包括在移除傷口敷料時(shí)，該傷口敷料對(duì)傷口的粘附性?，F(xiàn)有的傷口敷料在移除時(shí)常常會(huì)損傷已經(jīng)修復(fù)和/或部分修復(fù)的多層皮膚。還知道的是，為了促進(jìn)普通傷口愈合包括如血管再生和結(jié)締組織增生，應(yīng)提供一個(gè)濕潤(rùn)的傷口環(huán)境。通常，現(xiàn)有的傷口敷料會(huì)讓傷口變干，這對(duì)于傷口愈合過(guò)程總體來(lái)說(shuō)是不利的。對(duì)皮膚的損傷可能經(jīng)常導(dǎo)致感染、炎癥和/或敗血癥。典型地，傷口首先被清潔，然后各種活性藥物成分(api)被施用到傷口位置，最后使用傷口敷料。獲取各種活性藥物成分和另外的傷口敷料不總是可行的，并且不可能總是有專業(yè)的醫(yī)師在身邊幫助決定需要施用何種活性藥物成分。此外，傷口敷料經(jīng)常被弄壞和/或撕破，提高了更換或替換頻率。這打亂了傷口治療過(guò)程，并且增加了傷口處理和/或維護(hù)的成本。需要有一種傷口敷料，至少能改善上述提及的缺陷之一。技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：本發(fā)明提供了一種刺激響應(yīng)型傷口敷料，應(yīng)用在人或動(dòng)物體的傷口位置，該傷口敷料包括：凍干透明質(zhì)酸(ha)水凝膠；以及嵌入在該凍干透明質(zhì)酸水凝膠內(nèi)的多個(gè)器件，每個(gè)器件包括殼聚糖和羥丙甲纖維素，其中該凍干透明質(zhì)酸水凝膠一接觸從在該傷口位置發(fā)生的炎癥反應(yīng)中產(chǎn)生的羥基自由基就會(huì)解聚以將多個(gè)嵌入的器件釋放到該傷口位置中，以及其中該凍干透明質(zhì)酸水凝膠吸收水和/或滲出物，便于維持濕潤(rùn)的傷口位置以促進(jìn)血管再生和傷口愈合。該凍干透明質(zhì)酸水凝膠可進(jìn)一步包括藻酸鹽，使用的藻酸鹽吸收水和/或滲出物，便于維持濕潤(rùn)的傷口位置以促進(jìn)血管再生和傷口愈合。該藻酸鹽通常還可以用作除臭劑。優(yōu)選地，該藻酸鹽是藻酸鈉。該凍干透明質(zhì)水凝膠可以進(jìn)一步包括第一交聯(lián)劑，該第一交聯(lián)劑可以但不限于選自二酰肼的組，包括：己二酰肼(adh)、二硫代丙二酰肼(dtp)、二硫代丁二酰肼(dtb)、酪氨酸和酪氨酰肼，由此交聯(lián)時(shí)可以形成硫醇基和二硫鍵，和/或進(jìn)一步通過(guò)碳化二亞胺偶聯(lián)。優(yōu)選地，該第一交聯(lián)劑可以是己二酰肼(adh)。該多個(gè)器件中的每一個(gè)可進(jìn)一步包括活性藥物成分(api)。該活性藥物成分(api)可以是選自但不限于以下植物化學(xué)成分的組中的至少一個(gè)：姜黃素、金合歡醇、苯甲酸、丁香酚和肉桂酸。該api可以是選自但不限于以下植物提取物的組中的至少一個(gè)：百里香、迷迭香、肯氏蒲桃和鼠尾草。在本發(fā)明的一個(gè)較佳的實(shí)施例中，該活性藥物成分(api)可以是姜黃素。該多個(gè)器件中的每一個(gè)可以進(jìn)一步包括第二交聯(lián)劑，該第二交聯(lián)劑選自但不限于環(huán)烯醚萜類(lèi)化合物和/或環(huán)烯醚萜類(lèi)化合物的衍生物。該第二交聯(lián)劑可以選自以下組：京尼平和抗壞血酸鉻，在使用中該交聯(lián)劑交聯(lián)了殼聚糖。在本發(fā)明的一個(gè)較佳實(shí)施方式中，該第二交聯(lián)劑為京尼平。該多個(gè)器件中的每一個(gè)可進(jìn)一步包括檸檬酸。這些器件可以形成為生物膜和/或靜電紡絲纖維墊。在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方式中，其中該器件形成為生物膜，該生物膜可進(jìn)一步包括丙三醇。在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方式中，其中該器件形成為靜電紡絲纖維墊，該纖維墊可進(jìn)一步包括以下組中的至少一個(gè)：聚環(huán)氧乙烷(peo)、聚氯乙烯(pva)和吐溫80。該傷口敷料，可進(jìn)一步包括背襯層，上述凍干透明質(zhì)酸(ha)水凝膠層疊于其上，以形成雙層的傷口敷料，在使用時(shí)，該背襯層背對(duì)著該傷口位置并且促進(jìn)該多個(gè)器件的單向釋放。該背襯層可以為水凝膠制劑。該背襯層可以包括藻酸鹽和/或聚丙烯酸。該背襯層可以進(jìn)一步包括塑化劑，優(yōu)選地該塑化劑可為丙三醇。該背襯層可進(jìn)一步包括消泡劑。對(duì)于傷口敷料進(jìn)一步的實(shí)質(zhì)性描述，會(huì)在下文中參考所附實(shí)施例和/或示意圖進(jìn)行說(shuō)明和/或舉例。附圖說(shuō)明以下參考所附附圖僅通過(guò)實(shí)施例來(lái)描述所公開(kāi)的實(shí)施方式，其中：圖1示出了本發(fā)明中的傷口敷料的剖面部分；圖2(a)示出了半-互穿聚合物網(wǎng)絡(luò)(ipn)生物膜器件-a(膜1)、b(膜2)、c(膜5)、d(膜9)和e(膜10)的傅立葉變換紅外光譜；(b)示出了配方13的靜電紡絲纖維墊(納米纖維墊)的傅立葉變換紅外光譜；圖3示出了a)生物膜和b)靜電紡絲纖維器件的掃描電子顯微圖片；圖4示出了半-互穿聚合物網(wǎng)絡(luò)膜器件(a和b)、優(yōu)化膜、(c)膜1、(d)膜2、(e)膜5、(f)膜9和(g)膜10的掃描電子顯微圖片；圖5示出了(a)nf3、(b)nf2、(c)nf4、(d)nf5、(e)nf9、(f)nf6和(g)nf15的掃描電鏡圖，其中nf為靜電紡絲纖維墊，在本文中也被稱為納米纖維墊；圖6示出了(a)生物膜器件-從上到下分別為a(膜6)、b(膜11)、c(膜3)、d(膜10)和e(膜2)；以及(b)靜電紡絲纖維墊器件-從上到下分別為a(非交聯(lián)的對(duì)照)和b(優(yōu)化墊)的差示掃描量熱法(dsc)測(cè)量示意圖；圖7示出了原型器件粘附的曲線下面積(auc)，其中(a)示出了背襯層的曲線下面積以及(b)示出了透明質(zhì)酸水凝膠的曲線下面積；圖8示出了進(jìn)一步包括含活性藥物成分的靜電紡絲纖維墊的凍干透明質(zhì)酸水凝膠配方1-15的體外生物活性釋放曲線；(a)示出了透明質(zhì)酸水凝膠配方f1-f5，(b)示出了透明質(zhì)酸水凝膠配方f6-f10，(c)示出了透明質(zhì)酸水凝膠配方f11-f15，所有配方均包括優(yōu)化的加載藥物的靜電紡絲纖維墊；以及圖9描述了透明質(zhì)酸水凝膠配方2的標(biāo)準(zhǔn)應(yīng)力-應(yīng)變曲線，其通過(guò)納米拉伸繪圖獲得，在圖中描繪了斷裂點(diǎn)和楊氏模量。具體實(shí)施方式以下描述本發(fā)明具體的但非限制性的實(shí)施方式。本發(fā)明提供了一種刺激響應(yīng)型傷口敷料，應(yīng)用在人或動(dòng)物體的傷口位置。典型地，在傷口治愈過(guò)程中包括三個(gè)主要時(shí)期，即：炎癥期、增生期和重塑期，根據(jù)本發(fā)明的傷口敷料尋求在至少其中一個(gè)，更優(yōu)選地所有三個(gè)傷口治愈時(shí)期，提供愈合。該傷口敷料包括凍干透明質(zhì)酸(ha)水凝膠和多個(gè)嵌入在所述凍干透明質(zhì)酸水凝膠內(nèi)的器件，每個(gè)器件包括殼聚糖和羥丙甲纖維素。在使用時(shí)，該傷口敷料的凍干透明質(zhì)酸水凝膠一接觸從在該傷口位置發(fā)生的炎癥反應(yīng)中產(chǎn)生的羥基自由基就會(huì)解聚以便將多個(gè)嵌入的器件釋放到該傷口位置中，凍干透明質(zhì)酸水凝膠吸收水和/或滲出物，便于保持傷口位置的濕潤(rùn)以促進(jìn)傷口愈合。這一般發(fā)生在炎癥期。在增生期，透明質(zhì)酸為傷口位置提供促進(jìn)細(xì)胞的增生和再生。在重塑期，透明質(zhì)酸通過(guò)提供方便細(xì)胞遷移來(lái)幫助組織重塑。如此，透明質(zhì)酸成分在所有三個(gè)治療時(shí)期都做出了貢獻(xiàn)。每個(gè)器件的殼聚糖幫助在炎癥期傷口位置的體內(nèi)平衡，在與增生期相關(guān)的肉芽生長(zhǎng)期間促進(jìn)分化、再上皮化和纖維素增生，以及在重塑期幫助降低肥厚性瘢痕的形成。如此，每個(gè)器件中的殼聚糖在所有三個(gè)治療時(shí)期都做出了貢獻(xiàn)。在傷口愈合的增生期，每個(gè)器件的羥丙甲纖維素促進(jìn)和/或有助于血管生成。凍干透明質(zhì)酸水凝膠典型地進(jìn)一步包括藻酸鹽。該藻酸鹽用于吸收水和/或滲出物便于保持傷口位置的濕潤(rùn)，這促進(jìn)血管生成和傷口愈合。該藻酸鹽還可以起到消泡劑的作用。優(yōu)選地，該藻酸鹽為藻酸鈉。凍干透明質(zhì)酸(ha)水凝膠通常進(jìn)一步包括第一交聯(lián)劑。該第一交聯(lián)劑可以但不限于選自二酰肼的組，包括：己二酰肼(adh)、二硫代丙二酰肼(dtp)、二硫代丁二酰肼(dtb)、酪氨酸和酪氨酰肼，由此交聯(lián)時(shí)可以形成硫醇基和二硫鍵，和/或進(jìn)一步通過(guò)碳化二亞胺偶聯(lián)。優(yōu)選地，該第一交聯(lián)劑可以是己二酰肼(adh)。優(yōu)選地，該第一交聯(lián)劑是己二酰肼(adh)并且與透明質(zhì)酸交聯(lián)形成ha-adh水凝膠復(fù)合物。典型地，為了促進(jìn)傷口愈合，每個(gè)器件各自包括活性藥物成分(api)用于治療傷口位置。器件中可以包括至少一個(gè)，或多個(gè)api。該api可以是選自但不限于以下植物化學(xué)成分的組中的至少一個(gè)：百里香、迷迭香、肯氏蒲桃和鼠尾草。在本發(fā)明的一個(gè)較佳的實(shí)施方式中，該api可以是姜黃素。如以下實(shí)施例中描述的本發(fā)明一個(gè)較佳的實(shí)施方式，該api是姜黃素。在炎癥期，姜黃素提供了抗炎癥活性、抗氧化活性并且促進(jìn)tgf-β1的形成。在增生期，姜黃素促進(jìn)細(xì)胞增生，誘導(dǎo)生長(zhǎng)因子和肉芽組織的形成。多個(gè)器件中的每一個(gè)進(jìn)一步包括第二交聯(lián)劑，該第二交聯(lián)劑選自但不限于環(huán)烯醚萜、環(huán)烯醚萜類(lèi)化合物和/或環(huán)烯醚萜或環(huán)烯醚萜類(lèi)化合物的衍生物。該第二交聯(lián)劑可以選自以下組：京尼平和抗壞血酸鉻，在使用中該第二交聯(lián)劑交聯(lián)了殼聚糖。在本發(fā)明的一個(gè)較佳實(shí)施方式中，該第二交聯(lián)劑為京尼平。多個(gè)器件中的每一個(gè)可以進(jìn)一步包括檸檬酸。檸檬酸用于在多個(gè)器件形成時(shí)溶解殼聚糖，在接下來(lái)的實(shí)施例中會(huì)更詳細(xì)地解釋。檸檬酸在炎癥期提供了抗菌活性。申請(qǐng)人發(fā)現(xiàn)檸檬酸不僅僅在為殼聚糖提供溶解媒介中特別有利，而且可以在使用時(shí)提供傷口治療的性質(zhì)。這些器件可以形成為生物膜和/或靜電紡絲纖維墊。生物膜和靜電紡絲纖維墊實(shí)施方式的制備過(guò)程在下面的實(shí)施例中會(huì)更詳細(xì)地解釋。在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方式中，其中這些器件形成為生物膜，該生物膜可以進(jìn)一步包括丙三醇。生物膜器件典型地以殼聚糖和羥丙甲纖維素形成互穿聚合物網(wǎng)絡(luò)(ipn)的方式形成。在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方式中，其中這些器件形成為靜電紡絲纖維墊，該纖維墊進(jìn)一步包括以下組中的至少一個(gè)：聚環(huán)氧乙烷(peo)、聚氯乙烯(pva)和吐溫80。當(dāng)被應(yīng)用到皮膚和/或頭發(fā)，聚環(huán)氧乙烷(peo)具有軟化屬性，還具有粘合、保水和成膜屬性，它是非離子型的并且具有很好的潤(rùn)滑屬性。該傷口敷料通常進(jìn)一步包括背襯層，上述凍干透明質(zhì)酸(ha)水凝膠層疊于其上，以形成雙層傷口敷料，在使用時(shí)，該背襯層背對(duì)著該傷口位置并且促進(jìn)該多個(gè)器件的單向釋放。該背襯層典型地為水凝膠制劑。該背襯層典型地包括藻酸鹽和/或聚丙烯酸。該背襯層可以進(jìn)一步包括塑化劑，如丙三醇。該背襯層可進(jìn)一步包括消泡劑。實(shí)施例：材料和方法材料所有進(jìn)行的試驗(yàn)采用的殼聚糖、中等分子量聚(d-葡萄糖胺)脫乙酰甲殼素是從德國(guó)斯德海姆的sigmaaldrich化學(xué)股份有限公司獲得，羥丙甲纖維素-羥丙基甲基纖維素2910從德國(guó)斯德海姆的sigmaaldrich化學(xué)股份有限公司獲得，檸檬酸為美國(guó)化學(xué)協(xié)會(huì)(acs)級(jí)≥99.5％，分子質(zhì)量192.12g/mol從德國(guó)斯德海姆的sigmaaldrich化學(xué)股份有限公司獲得，京尼平≥98％(hplc高效液相色譜純)粉末，分子量226.23，以及姜黃素從德國(guó)斯德海姆的sigmaaldrich化學(xué)股份有限公司獲得。此外，所有進(jìn)行的靜電紡絲試驗(yàn)采用的是從德國(guó)斯德海姆的sigmaaldrich化學(xué)股份有限公司獲得的聚合物4-88，分子量為31000，和peo-polyoxtm,wsr303。吐溫80(默克化工有限公司,wadeville,gauteng,rsa)被引入以改善納米纖維的靜電紡紗性能。丙三醇、吐溫80來(lái)自聯(lián)合化工企業(yè)有限公司(associatechemicalenterprisesptyltd)(南非南谷)，硅(bdh，vwr國(guó)際有限公司，英國(guó)倫敦)，液體石蠟(saarchemwadeville,gauteng,南非)，藻酸鈉、聚丙烯酸、透明質(zhì)酸、己二酰肼(adh)(sigmaaldrich化學(xué)股份有限公司，德國(guó)斯德海姆)。其他所有使用的材料都是分析純并且直接使用。凍干透明質(zhì)酸水凝膠的制備透明質(zhì)酸(ha)水凝膠通過(guò)用去離子水作為溶劑進(jìn)行溶液聚合而生成。進(jìn)行進(jìn)一步的交聯(lián)將透明質(zhì)酸-己二酰肼復(fù)合物制備成水凝膠。透明質(zhì)酸溶液(5g/ml)在使用磁攪拌器持續(xù)攪拌下用己二酰肼(adh)交聯(lián)(luo等人,2000)。分散在去離子水中的海藻鈉被加入到上述透明質(zhì)酸-己二酰肼溶液以形成復(fù)合水凝膠。透明質(zhì)酸水凝膠的配方1-15從box-behnken設(shè)計(jì)模板中統(tǒng)計(jì)得出如下：表1：為透明質(zhì)酸(ha)水凝膠設(shè)計(jì)的15個(gè)統(tǒng)計(jì)得到的配方的box-behnken設(shè)計(jì)模板生物膜器件的制備本發(fā)明包含了使用殼聚糖(cht)作為起始材料。為確保最佳的溶解，制備含5％(50mg/ml)檸檬酸的酸性水溶液作為溶劑介質(zhì)。其中使用的殼聚糖是中等分子量且是非交聯(lián)的。在本發(fā)明中殼聚糖的濃度從1％(10mg/ml)到3％(30mg/ml)，并且在傷口治療膜的制備中起到關(guān)鍵作用。濃度在較低范圍內(nèi)傾向提供較低的抗拉強(qiáng)度，并且暴露在水性介質(zhì)中容易降解，然而在較高濃度范圍膜會(huì)表現(xiàn)出增強(qiáng)的物理力學(xué)性能而傾向于以一個(gè)慢得多的速度降解。為確保優(yōu)化的膜，相對(duì)于在本發(fā)明的范圍內(nèi)加入的生物大分子，殼聚糖的優(yōu)選濃度是3％(30mg/ml)。殼聚糖的交聯(lián)可以通過(guò)加入交聯(lián)劑來(lái)獲得，例如溶解于去離子水中的京尼平，以形成互穿聚合物網(wǎng)絡(luò)(ipn)復(fù)合材料。京尼平交聯(lián)劑以0.01％(10mg/10ml)至0.05％(50mg/10ml)濃度被使用，如果高于0.05％會(huì)觀察到迅速的降解和膜的撕裂。對(duì)于上述提及的發(fā)明中需要0.01％的低濃度來(lái)獲取最優(yōu)的交聯(lián)。羥丙甲纖維素和姜黃素的水溶液分別以濃度0.4％(4mg/ml)和1％(10mg/ml)配制。然后將其與1ml的丙三醇一起加入到交聯(lián)的殼聚糖溶液中。該溶液被攪拌過(guò)夜以最佳地形成互穿聚合物網(wǎng)絡(luò)(ipn)復(fù)合材料，然后倒入用石蠟?zāi)ぶ苽涑伤谕穸?10ml)的膜模具中。膜模具然后放置在開(kāi)著風(fēng)扇的通風(fēng)櫥中進(jìn)行風(fēng)干。靜電紡絲纖維墊器件的制備本發(fā)明包含了高分子溶液的靜電紡絲(如上所述)，但是被改良為有助于靜電紡絲條件。如上所述的生物膜，加入了生物活性物質(zhì)和試劑殼聚糖、檸檬酸、京尼平、羥丙甲纖維素和姜黃素，還加入了10％的pva(溶于去離子水)和2％的peo(溶于40％乙醇和60％的去離子水中)。1ml的表面活性劑吐溫80也被加入。其被混合直至等比例的聚合物溶液:：peo：pva達(dá)到均勻，然后進(jìn)行靜電紡絲，其包括施加由格拉斯曼高電壓公司(美國(guó)新澤西海布里奇)提供的20kv電壓到生物溶液，電壓通過(guò)一端與10ml注射器相連的管子施加，注射器被插入到由泵(chemyx公司注射器輸液泵)提供的槽中，以確保1500μl/h的流速，管子的另一端附接至距離收集表面37.5cm的21g針頭。溶液將被裝入注射器并開(kāi)始運(yùn)行，由此納米纖維將會(huì)在附接至收集表面的錫箔紙上被收集，由此可形成納米纖維墊。生物膜器件和靜電紡絲纖維墊按照如下表2所示的統(tǒng)計(jì)得到的box-behnken設(shè)計(jì)模板制得。表2：生物膜和靜電紡絲纖維墊器件的box-behnken設(shè)計(jì)模板用于貼附在凍干透明質(zhì)酸(ha)水凝膠的背襯層的合成和形成該膜成型方法是依靠溶于溶劑的各種濃度的藻酸鹽，以及去離子水和聚丙烯酸。水凝膠隨后通過(guò)有序地混合聚合物溶液來(lái)制備，隨后以2:1(聚合物：增塑劑)的濃度加入增塑劑丙三醇。其后在該溶液中加入一滴消泡劑硅。在磁力攪拌器上攪拌進(jìn)行溶液混合直至均相溶液形成。每次將最適宜量的混合物(+/-10ml)倒入到由石蠟?zāi)そM成的矩形形狀(710mmx260mm)的用液體石蠟潤(rùn)滑的模具中，然后在持續(xù)氣流的影響下使用通風(fēng)櫥，通過(guò)在室溫溶劑蒸發(fā)以膜的形式成型。在被干燥后，膜片從通風(fēng)櫥和石蠟?zāi)ぶ心贸?，然后作為根?jù)本發(fā)明的傷口敷料的背襯層使用。包括靜電紡絲纖維墊器件的傷口敷料的形成透明質(zhì)酸(ha)水凝膠通過(guò)使用去離子水作為溶劑通過(guò)溶液聚合而制成。通過(guò)進(jìn)一步的交聯(lián)將透明質(zhì)酸-己二酰肼復(fù)合物制備成水凝膠。透明質(zhì)酸(ha)溶液(5g/ml)在使用磁力攪拌器持續(xù)攪拌下用己二酰肼(adh)交聯(lián)(luo等人,2000)。在去離子水中分散的藻酸鈉會(huì)被加入到ha-adh溶液中來(lái)形成復(fù)合水凝膠，由此傷口治療納米纖維墊在膠體中懸浮并且即刻凝固。上述體系將被凍干來(lái)形成刺激響應(yīng)型基質(zhì)庫(kù)，其可聯(lián)接至如上描述的背襯層。根據(jù)本發(fā)明的傷口敷料10以截面示于圖1，并示出了透明質(zhì)酸水凝膠12，其內(nèi)嵌有靜電紡絲纖維墊配方的器件14，進(jìn)一步的其中透明質(zhì)酸水凝膠層疊于背襯層16之上。生物膜和靜電紡絲纖維墊的表征傅立葉變換紅外光譜使用衰減全反射傅立葉變換紅外光譜atr-ftir分析收集在降解中膜中發(fā)生的結(jié)構(gòu)變化，其基于振動(dòng)分子躍遷確定吸收光譜帶，表征發(fā)生在生物活性聚合物變換時(shí)的復(fù)雜的相互作用。使用裝有通用atr偏振附件(珀金埃爾默公司，英國(guó)比肯斯菲爾德)的spectrum100系列傅立葉變換紅外光譜儀，光譜范圍在4000-625cm-1，具有4cm-1的分辨率并紀(jì)錄32次掃描的結(jié)果。圖2a和b示出了(a)聚合物生物膜器件的傅立葉變換紅外光譜(ftir)的代表光譜及在不同濃度下的影響，還示出了(b)成為納米纖維墊的靜電紡絲纖維墊的傅立葉變換紅外光譜(ftir)的代表光譜。圖2a示出了半-互穿聚合物網(wǎng)絡(luò)(ipn)生物膜器件的ftir光譜，從上到下為，a(膜1)、b(膜2)、c(膜5)、d(膜9)和e(膜10)。圖2b示出了配方13的靜電紡絲纖維(納米纖維墊)的傅立葉變換紅外(ftir)光譜。使用ftir評(píng)價(jià)發(fā)生在不同濃度聚合物混合物形成的互穿聚合物網(wǎng)絡(luò)(ipn)上的物理和化學(xué)相互作用，其決定了在天然聚合物內(nèi)的改性程度。在膜(圖2a)內(nèi)的交聯(lián)通過(guò)顏色變化來(lái)表征，顏色從因含生物活性物質(zhì)的黃色變化到當(dāng)用京尼平交聯(lián)的暗深綠色，此外當(dāng)交聯(lián)后，在1223.62cm-1波長(zhǎng)處代表芳香環(huán)內(nèi)c-o伸縮的峰的消失，表明京尼平的芳香位點(diǎn)與殼聚糖形成了交聯(lián)橋，由此形成交聯(lián)網(wǎng)絡(luò)。此外，當(dāng)交聯(lián)后，發(fā)生o-h的伸縮，其由大而寬的譜帶和從3260.11至3278.79cm-1和0.34至0.35a分別觀察到的波長(zhǎng)和吸光度的變化指示，表明共軛和強(qiáng)度增加，由此提高膜的穩(wěn)定性和理化性質(zhì)。在觀察傅立葉變換紅外(ftir)光譜時(shí)，可以進(jìn)一步推斷出聚合物濃度的變化導(dǎo)致光譜中的微弱變化。在所有生物膜中可以觀察到代表在3200cm-1和4000cm-1范圍內(nèi)的o-h伸縮的氫鍵結(jié)合的寬而強(qiáng)的譜帶。在光譜內(nèi)的位移隨著交聯(lián)度的變化而變化。膜10示出了在3923.54cm-1的波長(zhǎng)，而3289.37cm-1和3268.02cm-1的波長(zhǎng)分別在膜1和膜2中示出(在圖中使用箭頭說(shuō)明)，是具有生物活性的姜黃素的特征，表明交聯(lián)劑濃度的增加導(dǎo)致位移至更大波長(zhǎng)，由此促進(jìn)共軛和鍵的形成。此外，代表在膜1中有額外的氨基存在的波長(zhǎng)1281.98cm-1處的峰的缺失，表明沒(méi)有如膜2、5、9和10中所看到的游離氨基的存在。這可能是因?yàn)榈蜐舛鹊臍ぞ厶蔷酆衔锖透嗟慕宦?lián)劑而形成位阻使得游離氨基缺失。膜5示出了在1980.69cm-1處出現(xiàn)波長(zhǎng)(如圖中區(qū)塊所示)，這不是任何聚合物實(shí)體的特征，而是代表了c＝c共軛非對(duì)稱伸縮的形成，并且在使用中等量的聚合物實(shí)體時(shí)發(fā)生，由此形成分子間鍵?；ゴ┚酆衔锞W(wǎng)絡(luò)的形成導(dǎo)致最終產(chǎn)物的紅外吸收與初始化合物相比明顯不同。網(wǎng)絡(luò)的形成導(dǎo)致在振動(dòng)能量和頻率上的改變，于是注意到在波長(zhǎng)2937.54cm-1和2881.46cm-1處出現(xiàn)骨架振動(dòng)(由箭頭突出)，該波長(zhǎng)是c-h伸縮的特征，并且1712.30cm-1波長(zhǎng)(由箭頭突出)為c＝o伸縮的特征。芳香環(huán)中的c-h彎曲在波長(zhǎng)921.85cm-1、808.96cm-1和621.69cm-1處看到，這與交聯(lián)導(dǎo)致的c-n基團(tuán)的引入代替換中的c-o基團(tuán)有關(guān)。這些峰以更高的振動(dòng)頻率出現(xiàn)并且和聚合物網(wǎng)絡(luò)形成的程度相關(guān)聯(lián)，同時(shí)交聯(lián)導(dǎo)致了在結(jié)構(gòu)環(huán)境中的變化。隨著交聯(lián)劑濃度的提高，譜帶形成的強(qiáng)度也隨之提高，導(dǎo)致了結(jié)構(gòu)中的伸縮和共軛，以及芳香環(huán)中c-h鍵之間的彎曲。顯示出更高譜帶強(qiáng)度的配方對(duì)應(yīng)于更高的交聯(lián)度，因此可以推測(cè)互穿聚合物網(wǎng)絡(luò)形成的程度受聚合物和交聯(lián)劑濃度的影響很大。對(duì)生物膜和靜電紡絲(納米纖維)墊的光譜進(jìn)行了比較，觀察到納米纖維墊的波長(zhǎng)和吸收值如圖2b所示比圖2a代表的生物膜高得多。這說(shuō)明了納米纖維表現(xiàn)出更好的穩(wěn)定性和理化性質(zhì)，因?yàn)椴ㄩL(zhǎng)和吸收峰的增強(qiáng)代表了鍵之間更高的強(qiáng)度和共軛。由圖例說(shuō)明，在兩個(gè)圖中(圈出的)的第一個(gè)寬峰示出了o-h伸縮，其代表了它們結(jié)構(gòu)中被氫鍵鍵合的苯酚，然而它在納米纖維中發(fā)生在更高的波長(zhǎng)3305,03cm-1處(圖2b)，在生物膜中發(fā)生在波長(zhǎng)3289.15cm-1處(圖2a)，由此表示更高的共軛和之后的穩(wěn)定性。生物膜和靜電紡絲纖維墊器件的形態(tài)學(xué)觀察使用掃描式電子顯微鏡(sem)(phenomtm,fei公司，美國(guó)俄勒岡希爾斯伯勒)觀察干燥的生物聚合物膜的表面形態(tài)結(jié)構(gòu)。樣品從生物膜中切割下來(lái)，然后安裝到金屬底座內(nèi)，由此樣品使用內(nèi)部的spi-模塊濺射鍍膜機(jī)(spisupples結(jié)構(gòu)探頭分公司，美國(guó)賓夕法尼亞州西切斯特)鍍金。掃描式電子顯微鏡(sem)分析實(shí)現(xiàn)了生物膜孔隙率、表面粗糙度和粒度的可視化。圖3示出了a)生物膜和b)納米纖維(靜電紡絲纖維墊)器件的掃描電子顯微鏡的圖像。掃描電子顯微鏡評(píng)估顯示了膜與納米纖維兩者的表面形態(tài)。膜(a)趨向于平坦、光滑并且連續(xù)，具有隨機(jī)分布的小孔。納米纖維(b)示出了形狀上為圓柱形固體的纖維的隨機(jī)取向，并且具有可以模擬自然皮膚組織的形態(tài)排列。因此b相對(duì)于a的治療功能可能被優(yōu)化到更好的程度。圖4a-g展示了半-互穿聚合物網(wǎng)絡(luò)(ipn)膜的掃描式電子顯微鏡(sem)圖像以及使用不同濃度聚合物和交聯(lián)劑制備的膜的表面形態(tài)的區(qū)別。zhao等人和bhuvaneshwari等人報(bào)道過(guò)純殼聚糖膜的表面形態(tài)是相對(duì)光滑、無(wú)孔、平坦且均勻的。然而引入了聚合互穿聚合物網(wǎng)絡(luò)，生物活性物質(zhì)的加入以及對(duì)表面的交聯(lián)改性顯示了略微粗糙的表面結(jié)構(gòu)，具有小孔以及在一些情況下存在裂縫，證實(shí)了多孔網(wǎng)絡(luò)微結(jié)構(gòu)，其為優(yōu)化傷口位置的氣體交換的重要特征之一。多孔結(jié)構(gòu)在膜的所有顯微照片中均可以清楚地觀察到，但是如圖4e(膜5)所示孔的大小和形狀是不同的，其具有略微更粗糙的表面結(jié)構(gòu)，具有形狀細(xì)長(zhǎng)而小的孔，然而膜10(圖4g)示出的表面形態(tài)具有更像纖維的結(jié)構(gòu)，孔的形狀傾向于長(zhǎng)、更大和桿狀的。膜9(圖4f)示出的孔大得多并且明顯是中空的并具有明確的邊界，然而膜1(圖4c)和膜2(圖4d)展示了相似的表面形態(tài)，帶有取向隨機(jī)的孔，其大小、形狀和結(jié)構(gòu)不確定，膜表面有一些裂縫存在。這些不同的表面特征歸因于聚合物濃度的不同和在各自膜中的交聯(lián)度不同。膜9(圖4f)和膜10(圖4g)具有最高的交聯(lián)劑量，其與最高的交聯(lián)度相關(guān)，因此這些膜顯示出較大的孔。然而，如膜9(圖4f)和膜10(圖4g)的不同膜的孔的不同特征可能是因?yàn)檩^低的殼聚糖(cs)濃度3％和較高的殼聚糖(cs)濃度1％分別用于膜9(圖4g)和膜10(圖4f)。如膜2(圖4d)中觀察到的，較低的交聯(lián)度導(dǎo)致因較差的拉伸性能引起的表面內(nèi)的裂縫。如膜5(圖4e)中觀察到的，當(dāng)交聯(lián)劑和殼聚糖(cs)都以中等量在膜中使用時(shí)，孔明顯更小并且表面形態(tài)更加粗糙，這與結(jié)晶度百分比有關(guān)。圖4示出了半-互穿聚合物網(wǎng)絡(luò)膜(a和b)、優(yōu)化膜、(c)膜1、(d)膜2、(e)膜5、(f)膜9和(g)膜10的掃描電子顯微圖片。上述優(yōu)化膜在室內(nèi)環(huán)境下，根據(jù)以下表3所示的統(tǒng)計(jì)得到的最優(yōu)濃度制備。水性聚合物溶液通過(guò)用檸檬酸(5％：50mg/ml)溶解殼聚糖制備。然后加入水性羥丙甲纖維素溶液，隨后加入交聯(lián)劑京尼平。最后，加入生物活性姜黃素(1％：10mg/ml)。對(duì)于優(yōu)化的納米纖維墊，將表3的化合物分別與導(dǎo)電劑去離子水中的pva(10％)、40％乙醇和60％去離子水中的peo(2％)以1:1:1的比例混合。最后加入1.5mg的nacl和1ml的聚氧乙烯山梨醇酐單油酸酯。然后，該聚合物溶液通過(guò)附接至靜電紡絲機(jī)(格拉斯曼高電壓公司，(美國(guó)新澤西海布里奇))的泵(chemyx公司注射器輸液泵)進(jìn)行處理，并施加20kv的電壓。在收集表面收集納米纖維。表3包括以下化合物的優(yōu)化膜和納米纖維殼聚糖(％w/w)京尼平(％w/w)羥丙甲纖維素(％w/w)優(yōu)化配方30.10.4通過(guò)納米纖維墊器件(靜電紡絲纖維墊器件)的掃描電子顯微獲取的圖像和后續(xù)的評(píng)價(jià)顯示了纖維的存在，它們朝向隨機(jī)，為圓柱形固體，直徑各不相同。此外，呈現(xiàn)出多孔表面結(jié)構(gòu)和特征的纖維取決于聚合物和交聯(lián)劑的濃度。多孔表面的形態(tài)在傷口處理過(guò)程中是需要的并且對(duì)于皮膚重建而言是必須的。這有益于體內(nèi)平衡過(guò)程、充分的營(yíng)養(yǎng)物和氣體交換，同時(shí)有助于增生和細(xì)胞浸潤(rùn)過(guò)程。如可以從圖5展示的圖片中清楚看到的，通過(guò)形成以隨機(jī)松散形式朝向的納米纖維，為了細(xì)胞生長(zhǎng)的多孔位點(diǎn)的產(chǎn)生成為可能。以隨機(jī)方式一個(gè)覆蓋一個(gè)的松散排列的納米纖維提供了總體的網(wǎng)絡(luò)架構(gòu)，其最佳地模擬了皮膚的原生細(xì)胞外基質(zhì)(ecm)進(jìn)而加強(qiáng)了細(xì)胞再生作用(chong等人,2007)。通過(guò)靜電紡絲形成納米纖維已經(jīng)獲得很多關(guān)注，然而還有一些挑戰(zhàn)需要面對(duì)，例如各種系統(tǒng)參數(shù)需要考慮。納米纖維形態(tài)的均勻度、尺寸和直徑受較大影響并取決于如溶液黏度等參數(shù)。具有更高黏度的溶液會(huì)導(dǎo)致納米纖維具有更大的直徑，防止小珠和珠狀纖維以及結(jié)和束的形成，其出現(xiàn)表明濕纖維到達(dá)了收集器(haghi和akbari.，2007；pham等，2006)。圖5b揭示了納米珠(圈出的)的存在，其形狀較大且是球形的，是由于低濃度的聚合物殼聚糖和羥丙甲纖維素的使用，交聯(lián)的程度較低因此關(guān)于溶液黏度表現(xiàn)出瑞利(rayleigh)不穩(wěn)定性。隨著聚合物濃度的提高(如殼聚糖從1％提升至3％，羥丙甲纖維素從0.4提升至1.6％)，不穩(wěn)定度將會(huì)降低于是導(dǎo)致纖維表現(xiàn)出均勻性和更大的直徑，以及納米珠會(huì)消失，如圖5a、圖5c和圖5g所示。交聯(lián)劑的加入帶來(lái)了在納米纖維形態(tài)中的調(diào)整，由此強(qiáng)化了系統(tǒng)的理化性質(zhì)。在納米纖維墊內(nèi)的交聯(lián)導(dǎo)致如圖5d、圖5e和圖5f中所示的密實(shí)的、緊密填充的結(jié)構(gòu)，這是由京尼平帶來(lái)的納米纖維的收縮。除改善系統(tǒng)的理化性質(zhì)外，交聯(lián)還延遲了生物活性物質(zhì)的釋放，這是由于結(jié)構(gòu)形態(tài)的改變帶來(lái)的降低的表面積和發(fā)生在各個(gè)纖維之間的融合(shaikh等人,2012)，如圖5e(長(zhǎng)方形區(qū)塊)中清楚描繪的交聯(lián)結(jié)果。圖5示出了(a)nf3、(b)nf2、(c)nf4、(d)nf5、(e)nf9、(f)nf6和(g)nf15的掃描電子顯微結(jié)果，其中nf是靜電紡絲纖維墊也在此稱為納米纖維(nf)墊。生物膜和靜電紡絲纖維墊的高級(jí)差示掃描量熱法測(cè)量使用高級(jí)差示掃描量熱法(dsc)(tmdsc/adsc)(mettlertoledodsc-1stare系統(tǒng)，schwerzenback，zh，瑞士)對(duì)樣品進(jìn)行掃描量熱測(cè)量，樣品重量在7-10mg，在氮?dú)猸h(huán)境中以10℃/min的升溫速度從-10℃升至350℃。稱重樣品置于具有中心定位銷(xiāo)釘?shù)母蹭X樣品架上。校準(zhǔn)與焓和溫度相關(guān)的dsc模量。進(jìn)行樣品的熱學(xué)分析，涉及聚合系統(tǒng)的玻璃轉(zhuǎn)化溫度、熔點(diǎn)、化學(xué)反應(yīng)溫度和相變溫度。圖6示出了(a)生物膜器件和(b)靜電紡絲纖維墊的掃描量熱法(dsc)結(jié)果。圖6示出了(a)生物膜器件的dsc示意圖-示出a(膜6)、b(膜11)、c(膜3)、d(膜10)和e(膜2)；以及(b)靜電紡絲纖維墊器件的dsc示意圖-示出了a(非交聯(lián)的對(duì)照)和b(優(yōu)化墊)。進(jìn)行差示掃描量熱法(dsc)分析來(lái)測(cè)定在形成互穿聚合物網(wǎng)絡(luò)時(shí)各聚合物之間的相互作用。各種膜的差示掃描量熱法(dsc)熱譜圖示出tg在28℃和30℃范圍之間。玻璃轉(zhuǎn)化溫度可定義為當(dāng)轉(zhuǎn)化發(fā)生時(shí)，熱容的變化，并且可直接與網(wǎng)絡(luò)形成以及交聯(lián)劑濃度相關(guān)。當(dāng)半晶體狀材料出現(xiàn)，在結(jié)構(gòu)中的晶體影響非結(jié)晶區(qū)的移動(dòng)性，其被這些晶體影響，并最終影響tg移動(dòng)到更高的濃度，另外交聯(lián)度影響結(jié)構(gòu)的非結(jié)晶性，因此在膜1(紅色箭頭)中可以觀察到最高的tg，這與結(jié)構(gòu)中的氨基的交聯(lián)相關(guān)，其可以在固化溫度下進(jìn)行交聯(lián)。如膜2(藍(lán)色箭頭)中所見(jiàn)，由于交聯(lián)劑濃度低于優(yōu)化量，交聯(lián)度的降低導(dǎo)致了更低的tg，由此可能表現(xiàn)出更快開(kāi)始的降解。當(dāng)聚合物結(jié)構(gòu)達(dá)到晶體狀態(tài)，維持了更加規(guī)則的狀態(tài)，并且分子運(yùn)動(dòng)的程度降低，這些被諸如分子質(zhì)量分布和立構(gòu)規(guī)整性這些因素影響，因此可以從獲取的校正曲線中觀察到膜10具有在213.96℃下最高的結(jié)晶度以及在膜9(在圖中以黑色區(qū)塊顯示)中最低的是128.79℃。這可以歸因于在膜10中使用了低百分濃度的聚合物，而在膜9中使用了高百分濃度的聚合物，因此交聯(lián)度不同。這表明了由于分子間和分子內(nèi)鍵的形成，膜10表現(xiàn)出了更高程度的規(guī)則分子結(jié)構(gòu)，因此獲得了規(guī)整結(jié)構(gòu)。此外，膜10還表現(xiàn)出在高溫度范圍213.96℃下的最低的分解度，這可以進(jìn)一步歸因于其晶體狀態(tài)(藍(lán)色圈)。膜9示出了更低的結(jié)晶度，并且可與表現(xiàn)出非晶體行為的分子的隨機(jī)取向有關(guān)，其可與具有弱聚合物主鏈的結(jié)構(gòu)內(nèi)的游離非交聯(lián)基團(tuán)有關(guān)。此外，膜9的非晶體形式還可以歸因于交聯(lián)(固化)放熱峰的缺失(如紅圈所示)，使得所有膜中呈現(xiàn)出吸熱熔化轉(zhuǎn)變相，表現(xiàn)出半晶體行為。圖6b示出了在28.21℃下的tg、在258.99℃下的降解率以及在114,81℃下的晶體行為，這與圖6a中的生物膜相對(duì)地在相同范圍內(nèi)，因此表明膜和納米纖維置于熱力條件下會(huì)表現(xiàn)出相對(duì)近似的模式。凍干透明質(zhì)酸(ha)水凝膠的表征凍干透明質(zhì)酸的粘附性質(zhì)粘附性可以定義為聚合物或材料附著或結(jié)合至所期組織的能力。這在開(kāi)發(fā)用于傷口治療的系統(tǒng)時(shí)是非常重要的，因?yàn)橥庥弥苿┮笥欣膽?yīng)用性能來(lái)保證患者的順應(yīng)性和優(yōu)化的給藥。此外，粘附給藥系統(tǒng)可以提高活性化合物的生物利用度，由此在所期位置控制釋放生物活性物質(zhì)，同時(shí)還延長(zhǎng)保留時(shí)間(cevher等人，2008)。用配有5公斤負(fù)重的ta-xtplus分析儀通過(guò)粘附至離體spraguedawley大鼠的皮膚評(píng)估原型器件的粘附性能。粘附功通過(guò)以下公式計(jì)算：粘附功(mj.cm-2)＝auc/πr2[公式1]其中πr2：與凝膠制劑接觸的皮膚組織表面積進(jìn)行粘附性測(cè)試來(lái)確定用于器件制作的制劑的粘附性能。從獲得的粘附功來(lái)看，背襯層制劑對(duì)于凍干基質(zhì)制劑表現(xiàn)出0.079mj.cm-2和0.031mj.cm-2的值。因此獲得的結(jié)果示出背襯層的膠體制劑具有更強(qiáng)的粘附力，其對(duì)于傷口治愈提供了理想的原型。這可以直接歸因于使用了具有粘附性的聚合物，例如聚丙烯酸。文獻(xiàn)資料表明在非電離聚丙烯酸中存在超過(guò)90％的酸性基團(tuán)避免了靜電電荷，由此表現(xiàn)出較低的溶脹性，因而增強(qiáng)其直接粘附至皮膚組織中的蛋白質(zhì)和多糖的能力(el-kamel等,2002)。圖7示出了原型器件的粘附功的曲線下面積(auc)，其中(2)示出了背襯層的曲線下面積(auc)，(b)示出了透明質(zhì)酸(ha)水凝膠的曲線下面積(auc)。響應(yīng)于刺激型炎癥反應(yīng)的體外生物活性物質(zhì)的釋放(透明質(zhì)酸水凝膠內(nèi)嵌有靜電紡絲纖維墊)如上所述，優(yōu)化的靜電紡絲墊器件嵌入在凍干透明質(zhì)酸水凝膠制劑f1-f15內(nèi)，此后進(jìn)行體外生物活性物質(zhì)的釋放試驗(yàn)。生物活性物質(zhì)的釋放取決于生物響應(yīng)。該機(jī)制包括從目標(biāo)傷口位置釋放出羥基自由基，其與凍干的炎癥相關(guān)的基質(zhì)接觸，導(dǎo)致基質(zhì)中的透明質(zhì)酸降解，最終使得納米纖維墊暴露出來(lái)。從圖8中得到的結(jié)果可見(jiàn)，生物活性物質(zhì)的釋放速率取決于使用的濃度。當(dāng)聚合物和交聯(lián)劑的濃度較高時(shí)，如在f2、f4、f9和f12中，釋放速率較低。這歸因于當(dāng)交聯(lián)發(fā)生時(shí)，通過(guò)分子內(nèi)和分子間力形成的鏈與鍵。鍵的形成和共軛提供了暴露于羥基自由基時(shí)對(duì)降解更強(qiáng)的抵抗力。當(dāng)如在f5和f10中使用較低的濃度，生物活性物質(zhì)的釋放更強(qiáng)。較低的濃度有利于凍干的基質(zhì)在暴露于自由基時(shí)更容易地降解，提供生物活性物質(zhì)快速地暴露于目標(biāo)位置。此外，生物活性物質(zhì)的釋放與基質(zhì)中提供的透明質(zhì)酸以及所使用的濃度直接相關(guān)。當(dāng)置于水溶液中時(shí)，透明質(zhì)酸傾向于呈現(xiàn)無(wú)規(guī)卷曲-卷曲結(jié)構(gòu)，具有疏水鏈和親水鏈。用于研究釋放速率的生物活性物質(zhì)是姜黃素，同樣呈現(xiàn)出疏水性質(zhì)，因此釋放得更慢。因此使用透明質(zhì)酸作為生物響應(yīng)性的凍干炎癥依賴的基質(zhì)基于其疏水性質(zhì)對(duì)用于可控的生物活性物質(zhì)的釋放具有優(yōu)秀潛力(luo等人,2000)，還基于其響應(yīng)于生物刺激物的能力，炎癥期間羥基自由基在傷口位置釋放，使得該器件在目標(biāo)位置起到局部給藥器件的作用。圖8a-c示出了配方1-15的體外生物活性物質(zhì)的釋放曲線。納米級(jí)凍干透明質(zhì)酸(ha)水凝膠的拉伸及機(jī)械強(qiáng)度性能的測(cè)定通過(guò)采用納米拉伸分析研究所有配方的拉伸及機(jī)械強(qiáng)度性能。下圖9描繪了表示凍干基質(zhì)的楊氏模量有效值的應(yīng)力-應(yīng)變曲線。從得到的曲線來(lái)看，楊氏模量如所示的由圖的線性部分表示，斷裂點(diǎn)也被認(rèn)為指示了使器件斷裂所需的最大拉力。從獲得的結(jié)果中可以看到，當(dāng)使用的聚合物濃度越高，尤其是藻酸鈉，得到的楊氏模量越大。在f12、f14和f1中可以看到升高的楊氏模量，f12和f1中使用的藻酸鹽濃度為4.5％w/v，更高的交聯(lián)度發(fā)生在f1中，交聯(lián)劑濃度為0.13％w/v。獲得的楊氏模量分別為1.22e(mpa)、0.53e(mpa)和0.61e(mpa)。較高的楊氏模量表明對(duì)基質(zhì)器件更強(qiáng)的硬度和剛度。增加的聚合物濃度影響了聚合物主鏈的形成和聚合物鏈的柔韌性，這必然會(huì)影響到器件的應(yīng)力-應(yīng)變關(guān)系。如在f7和f11中表現(xiàn)出較小楊氏模量的凍干基質(zhì)器件增大了更強(qiáng)的柔韌性質(zhì)。獲得的楊氏模量值為0.05e(mpa)和0.07e(mpa)。這是因?yàn)槭褂昧说蜐舛?％w/v的藻酸鈉和0.1％w/v濃度的交聯(lián)劑。因此，為了治療傷口以及施用局部給藥系統(tǒng)，需要具有中等楊氏模量的原型器件，以為了優(yōu)化應(yīng)用向系統(tǒng)同時(shí)提供強(qiáng)度和柔韌性。因此，從得到的結(jié)果可以看到，f5和f9將作為器件形成的理想的候選配方，因?yàn)榈玫搅酥械鹊臈钍夏Ａ恐?，由此同時(shí)提供柔韌性和剛性。圖9描繪了標(biāo)準(zhǔn)應(yīng)力-應(yīng)變曲線，其從納米拉伸繪圖中獲得，從圖中描繪了斷裂點(diǎn)和楊氏模量。然而該描繪的曲線與透明質(zhì)酸水凝膠的配方2的曲線是相似的。結(jié)論申請(qǐng)人認(rèn)為根據(jù)本發(fā)明的傷口敷料有助于在所有三個(gè)傷口愈合時(shí)期的傷口愈合，并且重要地是為傷口愈合的發(fā)生提供了濕潤(rùn)的環(huán)境。申請(qǐng)人認(rèn)為本發(fā)明至少改良了現(xiàn)有技中已知的缺陷。雖然本發(fā)明的細(xì)節(jié)是根據(jù)具體實(shí)施方式和/或?qū)嵤├M(jìn)行描述的，應(yīng)當(dāng)理解，本領(lǐng)域技術(shù)人員在理解上述內(nèi)容以后可以容易地構(gòu)思出對(duì)這些實(shí)施方式的改變、變更以及等效物。因此，本發(fā)明的保護(hù)范圍應(yīng)當(dāng)認(rèn)為是由所附權(quán)利要求及任何等效物限定的范圍。參考文獻(xiàn)1.sungh.w,hsinchat.w,tuh.2003.drugloadedbiologicalmaterialchemicallytreatedwithgenipin.unitedstatespatent.patentno.us6,624138bh.2.huangz.m,zhangy.z,kotakim,ramakrishnas.2003.areviewonpolymernanofibresbyelectrospinningandtheirapplicationsinnanocomposites.compositescienceandtechnology,63,2223-2253.3.norrisi.d,shakerm.m,kof.k,macdiarmida.g.2000.electrostaticfabricationofultrafineconductingfibres:polyaniline/polyethyleneoxideblends.syntheticmaterials,114,109-114.4.shalumank.t,binulaln.s,selvamurugann,nairs.v,menond,furuiket,tamurah,jayakumarr.2009.electrospinningofcarboxymethylchitin/poly(vinylalcohol)nanofibrousscaffoldsfortissueengineeringapplications,carbohydratepolymers,77,863-869.5.rhok.s,jeongl,leeg,seob.m,parky.j,hongs.d,rhos,choj.j,parkw.h,minb.m.2006.electrospinningofcollagenfibres,effectsonthebehaviourofnormalhumankeratinocytesandearlystagewoundhealing.biomaterial,27,1452-1461.6.jalilir,morshedm,ravandis.a.h.2006.fundamentalparametersaffectingelectrospinningofpannanofibresasuniaxiallyalignedfibres.journalofappliedpolymerscience.101,6,4350-4357.7.mercandettim.2011.woundhealingandrepair.medscapereference:drugdiseaseandprocedures,anoverview-1298129.8.boatangj.s.,matthewsk.h.,stevensh.n.e.,ecclestong.m.2007.woundhealingdressingsanddrugdeliverysystems,areview.journalofpharmaceuticalsciences.97,(8),2892-2900.8.charernsriwilaiwatn.,opanasopitp.,rojanaratat.,ngawhirunpatt.,2012.lysozymeloadedelectrospunchitosanbasednanofibrematsforwoundhealing.internationaljournalofpharmaceutics,1-6.9.doum.,xiu-ling,xuxu,kongx.y.,yilix.,guog.,luof.,zhaox.,weiy.q.,qianz.,2009.chitosan-alginatesponge,preparationandapplicationincurcumindeliveryfordermalwoundhealinginrats.journalofbiomedicineandbiotechnology,2009,id:595126,8.10.akhilenderk.,2003.vitamincinhumanhealthanddisease,nutritionaljournalreview,2,7.11.banarjees.,2010.interpenetratingpolymernetwork(ipn),novelbiomaterial,reviewarticle.internationaljournalofpharmaceutics.2(1),28-30.12.zagrisn.2001,extracellularmatrixindevelopmentoftheearlyembryo.micron,32,4,427-38.[pubmed:11070362]13.goldbergm,langerr,xinqiaoj,2007.nanostructuredmaterialsforapplicationsindrugdeliveryandtissueengineering.jbiomaterscipolymed.18(3),241-268.14.dattah.s,mitras.k,andpatwardhanb.2011.woundhealingactivityoftopicalapplicationformsbasedonayurvedav,evidbasedcomplementalternatmed.2011；2011:134378.15.tophamj,2002.whydosomecavitywoundstreatedwithhoneyorsugarpastehealwithoutscarring？,journalofwoundcare,11,2,53-5.16.bhardwajn,kundus.c.2010.electrospinning:afascinatingfibrefabricationtechnique.researchreviewpaper.biotechnologyadvances.28,325-347.17.singlaa.kandchawlam,2001.chitosan:somepharmaceuticalandbiologicalaspectsanupdate,reviewarticle.journalofpharmacyandpharmacology,53,1047-106718.bigia,cojazzig,panzavoltas,roverin,rubinik.2002.stabilisationofgelatinfilmsbycrosslinkingwithgenipin.biomaterials,23,4827-483219.luoy,kirkerkr,prestwichgd.2000.cross-linkedhyaluronicacidhydrogelfilms:newbiomaterialsfordrugdelivery.journalofcontrolledrelease69,169-18420.thelancet(2003)lancet362:67321.jeongb,gutowskaa(2002)trendsbiotechnol20:305-31122.hoffmanas,staytonps,bulmusv,cheng,chenj,cheungc,chilkotia,dingz,dongl,fongr,lackeyca,longcj,miuram,morrisje,murthyn,nabeshimay,parktg,pressow,shimobojit,shoemakers,yanghj,monjin,nowinskirc,coleca,priestjh,harrisjm,nakamaek,nishinot,miyatat(2000)jbiomedmaterres52:577-58623.kikuchia,okanot(2002)progpolymsci27:1165-119324.cabanee,zhangx,langowskak,palivancg,meierw.2012.infocus:nanomedicine-reviewstimuli-responsivepolymersandtheirapplicationsinnanomedicine.biointerfaces.7-925.gathing.,2007.thesignificanceofsurfacephinchronicwounds.woundsuk,woundhealingscience,3,3,53-56.26.lix,chens,zhangb,lim,diaok,zhangz,lij,xuy,wangx,chenh.,2012.insituinjectablenano-compositehydrogelcomposedofcurcumin,ν,ο-carboxymethylchitosanandoxidizedalginateforwoundhealingapplication.internationaljournalofpharmaceutics,pharmaceuticalnanotechnology.27.stuartm.a.c,huckw.t.s,genzerj,miillerm,oberc,stammm,sukhorukovg.b,szleiferi,tsukrukv.v,urbanm,winnikf,zauschers,luzinoviandminkos.,2010.emergingapplicationsofstimuliresponsivepolymermaterials.naturematerials.9,101-113.28.alvarez-lorenzoc,concheiroa.,2004.molecularlyimprintedpolymersfordrugdelivery.jchromb,804,1,231-245.29.singera.j,clarkr.a.f.,1999.cutaneouswoundhealing,mechanismofdisease,reviewarticle.thenewenglandjournalofmedicine341:10:738-746.30.darzynkiewiczandbalazre.w.,1971.effectofconnectivetissueintercellularmatrixonlymphocytestimulation,exp.cellres.66,113-123.31.howlinggi,dettmorpn,goddardpa,hampsonfc,dornishm,woodaj.2001.theeffectofchitinandchitosanontheproliferationofhumanskinfibroblastsandkeratinocytesinvitro.bioma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