皮膚組織工程支架材料與制備方法的研究進(jìn)展

左丹英，王琰，陶詠真

（武漢紡織大學(xué) 新型紡織材料綠色加工及其功能化教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，湖北 武漢 430073）

皮膚組織工程支架材料與制備方法的研究進(jìn)展

左丹英*，王琰，陶詠真

（武漢紡織大學(xué) 新型紡織材料綠色加工及其功能化教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，湖北 武漢 430073）

皮膚組織工程支架材料在人工皮膚的構(gòu)建中起著關(guān)鍵作用，為種子細(xì)胞提供了黏附、生長(zhǎng)、遷移、增殖、分化和代謝的環(huán)境，是皮膚組織工程的重要研究?jī)?nèi)容。對(duì)組織工程化皮膚支架近幾年的材料、制備方法的進(jìn)展進(jìn)行了綜述，并分析了皮膚組織工程支架材料的發(fā)展趨勢(shì)。

皮膚組織工程；合成高分子支架；天然高分子支架；支架材料制備

皮膚組織工程是利用組織工程學(xué)技術(shù)在天然或生物合成支架材料上接種皮膚干細(xì)胞，在支架逐步降解吸收的過(guò)程中，種植的細(xì)胞繼續(xù)增生繁殖，形成新的組織工程化皮膚，達(dá)到修復(fù)創(chuàng)傷和重建自身組織功能的目的。組織工程人工皮膚基本上可分為三個(gè)大的類型：組織工程人工表皮、組織工程人工真皮替代物和組織工程人工全皮替代物。表皮替代物由生長(zhǎng)在可降解基質(zhì)或聚合物膜片上的表皮細(xì)胞組成；真皮替代物是含有種子細(xì)胞或不含細(xì)胞成分的基質(zhì)結(jié)構(gòu)或支架，用來(lái)誘導(dǎo)成纖維細(xì)胞的遷移、增殖和分泌細(xì)胞外基質(zhì)；而全皮替代物包含以上兩種成分，既有表皮結(jié)構(gòu)，又有真皮結(jié)構(gòu)。由以上三種組織工程化皮膚的構(gòu)建過(guò)程看，均含有種子細(xì)胞所賴于存在的支架材料，適宜的支架材料不僅有利于種子細(xì)胞的增殖、分化，而且也影響著獲得的組織工程產(chǎn)品能否與機(jī)體良好結(jié)合及發(fā)揮相應(yīng)的作用。因此皮膚組織工程支架材料的研究及其優(yōu)選是人工皮膚的重要研究?jī)?nèi)容之一。

1 皮膚組織工程支架用材料

1.1 合成高分子支架材料

合成聚合物支架材料由于所采用的聚合物能在體內(nèi)降解為小分子物質(zhì)并通過(guò)機(jī)體代謝排出，且易于加工、具有良好的組織相容性、機(jī)械性能和降解速率的可控性，因此被廣泛用作組織工程支架材料。目前皮膚組織工程常見(jiàn)的有聚乳酸、聚羥基乙酸以及它們的共聚物、聚氨酯、聚環(huán)氧乙烷等。

聚乳酸由丙交酯開(kāi)環(huán)聚合而成，有三種異構(gòu)體，即聚-D-乳酸、聚-L-乳酸和聚-DL-乳酸，其中聚-DL-乳酸和聚-L-乳酸的無(wú)規(guī)共聚物有較好的機(jī)械性能，降解速率也更易于調(diào)解。聚乳酸植入人體后可生物降解成乳酸單體，經(jīng)三羧酸循環(huán)最終分解為CO2和H2O，由肺、腎、皮膚排泄。聚羥基乙酸又稱為聚乙二醇酸，由乙交酯開(kāi)環(huán)聚合而成。植入體內(nèi)后逐步降解為羥基乙酸，后者是機(jī)體的正常代謝中間產(chǎn)物，極易參加體內(nèi)代謝。聚乳酸和聚羥基乙酸均有很好的組織相容性。美國(guó)的Advanced Tissue Science在聚乳酸纖維網(wǎng)片上種植新生兒成纖維細(xì)胞，獲得活性真皮替代物即 Dermagraft，該產(chǎn)品已獲得美國(guó)食品與藥物管理局批準(zhǔn)應(yīng)用于糖尿病足潰瘍、繼發(fā)于大皰性表皮松解癥的皮膚潰瘍[1,2]。聚氨酯由于具有較好的順應(yīng)性、氣體、水蒸氣通透性和機(jī)械性能，有助于維持創(chuàng)面保濕和形狀，因此在皮膚組織工程研究中應(yīng)用較多。Rennekampff等將表皮細(xì)胞以5×104/cm2密度接種于HydroDermTM（一種聚氨酯膜片），培養(yǎng)一兩天達(dá)亞融合，并可分泌較高含量的腫瘤壞死因子-α、白細(xì)胞介素-6, 8等細(xì)胞因子[3,4]。有機(jī)硅膜是一種無(wú)抗原性、無(wú)毒、透明而有彈性的硅橡膠薄膜。有機(jī)硅膜的O2、CO2等氣體透過(guò)率良好，水蒸氣透過(guò)率約為正常皮膚的一半或接近正常皮膚, 與人體相容性好，能起到屏障細(xì)菌、促進(jìn)機(jī)體組織再生的作用。如美國(guó)Integra Life Science 公司開(kāi)發(fā)的Integra人工皮膚就是使用聚硅氧烷膜，它的外層成分是聚硅氧烷膜，提供力學(xué)支撐，并且防止水分蒸發(fā)和感染，內(nèi)層材料為從牛腔中分離的膠硫酸（牛肌腱膠原）以及從鱉魚(yú)軟骨中提取的軟骨素-6硫酸。這種人造皮膚起著臨時(shí)性替代物功能，并且可以刺激毛細(xì)血管、成纖維細(xì)胞和巨噬細(xì)胞等逐漸從傷口向人造皮膚內(nèi)生長(zhǎng)[5,6]。

1.2 天然高分子支架材料

天然生物衍生材料主要包括膠原、殼聚糖、透明質(zhì)酸及脫細(xì)胞處理后的天然細(xì)胞外基質(zhì)等。由于天然材料抗原性較弱，往往存在細(xì)胞表面受體的特異識(shí)別位點(diǎn)，不易引起免疫排斥反應(yīng)，并可誘導(dǎo)調(diào)節(jié)細(xì)胞的生長(zhǎng)和分化，因此被廣泛用于組織工程支架材料。從目前研究來(lái)看，此類材料來(lái)源豐富，制作較為簡(jiǎn)單，造價(jià)低廉，且在組織相容性、理化性能及生物降解性等方面顯著優(yōu)于人工合成材料，但存在抗原性消除不確定、疾病傳播隱患及降解速率不易控制等不足。

采用異體或異種皮膚經(jīng)脫細(xì)胞處理后可制備脫細(xì)胞真皮基質(zhì)，其主要成分包括膠原、彈性蛋白、蛋白多糖及糖胺多糖等不溶性基質(zhì)成分，并可保留完整的基底膜結(jié)構(gòu)。同種脫細(xì)胞真皮基質(zhì)主要采用新鮮尸體真皮組織經(jīng)提取、純化、冷凍干燥的固體膠原膜，AlloDerm是一種商品化的脫細(xì)胞真皮基質(zhì)；異種脫細(xì)胞真皮基質(zhì)一般采用健康小豬中厚皮經(jīng)脫細(xì)胞處理而成。由于異體皮來(lái)源十分有限，價(jià)格昂貴，且存在法律與倫理問(wèn)題，限制了其臨床的廣泛應(yīng)用。雖然豬脫細(xì)胞真皮基質(zhì)的研究成為近些年國(guó)內(nèi)外的研究熱點(diǎn)，但是存在一些缺點(diǎn)，如滲透性差、血管化速度慢、移植皮片成活率低、免疫原性較等，這些均不利于細(xì)胞的黏附生長(zhǎng)，限制了其產(chǎn)業(yè)化進(jìn)程[7]。

膠原屬于正常皮膚細(xì)胞外基質(zhì)的重要組成部分，獲得容易且易于加工，以膠原凝膠為主要構(gòu)成的組織工程皮膚已有一些獲得了許可應(yīng)用于臨床[8,9]。最具代表性的是Apligraf，將異體成纖維細(xì)胞接種于牛膠原凝膠中形成細(xì)胞膠原凝膠，1周后在其表面接種表皮細(xì)胞，浸沒(méi)培養(yǎng)至表皮細(xì)胞融合成片后進(jìn)行氣-液界面培養(yǎng) 12周即為 Apligraf[10]。殼聚糖具有活化巨噬細(xì)胞，誘導(dǎo)免疫調(diào)節(jié)因子的表達(dá)等功能，其結(jié)構(gòu)中含有可衍生化的活性羥基、氨基，正電荷密度高，有利于細(xì)胞的粘附，是一種良好的組織工程支架材料。Mi等人將殼聚糖的乙酸水溶液經(jīng)水洗后冷凍干燥得到不對(duì)稱海綿膜材料，其表層致密而有微孔，底部呈海綿狀，帶有大孔。殼聚糖不對(duì)稱膜材透氧性優(yōu)異，并能控制蒸發(fā)水的損失量，促進(jìn)體液排出，防止外源性微生物的侵入[11]。其他常用于組織工程皮膚的天然支架材料還包括透明質(zhì)酸、氨基葡聚糖、纖維蛋白凝膠、大豆蛋白等，這些材料單獨(dú)或與膠原混合構(gòu)成真皮支架應(yīng)用于人工皮膚的體外構(gòu)建及移植實(shí)驗(yàn)均顯示出一定的應(yīng)用前景。

1.3 復(fù)合材料支架

合成高分子與天然高分子復(fù)合支架能充分利用兩種聚合物的優(yōu)點(diǎn)，復(fù)合支架既保持了合成高分子的力學(xué)性能和易加工性，有具有生物高分子的生物相容性和生物相互作用。Wang等制備了聚羥基乙酸/殼聚糖共混支架，當(dāng)聚羥基乙酸含量達(dá)到30%時(shí)，共混支架具有89%的高孔隙率、11.9MPa的高強(qiáng)度，將密度為1.5×104cell/cm2的成纖細(xì)胞植于共混支架上培養(yǎng)2 d后，細(xì)胞增殖到5×105cell/cm2；將此共混膜進(jìn)行降解實(shí)驗(yàn)，35d后降解率達(dá)到95%，因此可以看出此膜表現(xiàn)出良好生物相容性和生物降解性[12]。Sarasam等初步研究了殼聚糖/聚己酸內(nèi)酯共混物支架，結(jié)果顯示，相對(duì)于純殼聚糖基體支架，復(fù)合膜除了具有良好的細(xì)胞相容性和生物降解性之外，還表現(xiàn)出良好的力學(xué)性能[13]。

2 皮膚組織工程支架的制備

由以上的分析可以看出，皮膚組織工程支架除了應(yīng)該具有良好生物相容性和生物降解性之外，支架的形態(tài)和微觀結(jié)構(gòu)也是影響其臨床應(yīng)用的重要因素。支架的形態(tài)有多孔膜、海綿體、無(wú)紡纖維網(wǎng)等，不同形態(tài)的支架微觀結(jié)構(gòu)有所不同。一般情況下，支架最佳的孔徑范圍 15～200μm，孔隙率大于80%，水蒸氣通透率達(dá)到2300～2800g/m2d。不同形態(tài)和微觀結(jié)構(gòu)的支架的制備方法不同，主要有以下幾種制備方法。

2.1 相轉(zhuǎn)化法

熱致相轉(zhuǎn)變法是將聚合物溶液、乳液或水凝膠在低溫下冷凍，誘發(fā)相分離，體系生成貧富聚合物兩相，然后經(jīng)真空冷凍干燥除去溶劑而形成多孔結(jié)構(gòu)。此法也稱為冷凍-干燥法。天然生物高分子支架均采用此法制備，如膠原海綿體、殼聚糖多孔支架、膠原-殼聚糖支架等。熱致相分離法一般用來(lái)制備10～100μm的微孔膜或微孔支架材料，通過(guò)系統(tǒng)地改變工藝過(guò)程中的參數(shù)如聚合物種類、濃度、降溫速度等可以得到不同結(jié)構(gòu)的孔形態(tài)[14]。

2.2 非織造法

將合成高分子熔融進(jìn)行熔噴紡絲制備無(wú)紡纖維網(wǎng)片，并對(duì)纖網(wǎng)經(jīng)機(jī)械、化學(xué)或熱粘合加固。這種三維支架材料表面積大、孔隙率可控，最高可達(dá)97%，面積體積比可達(dá) 0.05μm2[15]。聚乳酸、聚羥基乙酸、聚乙交酯-丙交酯共聚物、聚環(huán)氧乙烷或他們與天然高分子共混物支架均可以采用此法得到無(wú)紡纖維網(wǎng)片支架材料[16]。

2.3 靜電紡絲

靜電紡絲能使纖維直徑從幾個(gè)微米下降到100nm以內(nèi)，其制造出的納米纖維與天然細(xì)胞外基質(zhì)纖維尺寸相近。由靜電紡絲制備的皮膚組織工程支架有高的表面積和孔隙率，能更好地仿生天然細(xì)胞外基質(zhì)的結(jié)構(gòu)特點(diǎn)，為細(xì)胞的生長(zhǎng)和繁殖提供更適合的環(huán)境[17]。特別是靜電紡絲能適用于種類繁多的合成聚合物和天然蛋白質(zhì)高分子物質(zhì)，如PCL、PLA、PGA、PLG、膠原、明膠等。因此近年來(lái)它在生物高分子物支架方面的新奇應(yīng)用引人注目。通過(guò)調(diào)節(jié)溶液特性和操作條件可形成直徑不同的纖維和不同孔隙率的組織結(jié)構(gòu)[18]。如Chen等采用Ⅰ型膠原、殼聚糖和聚氧化乙烯通過(guò)靜電紡絲制備了復(fù)合納米纖維網(wǎng)膜，結(jié)果顯示，納米纖維的直徑為134±24nm，交聯(lián)之后增大到398±76nm，細(xì)胞毒性實(shí)驗(yàn)顯示，此納米復(fù)合膜對(duì)3T3成纖細(xì)胞沒(méi)有毒性，并且顯示具有良好的生物相容性，動(dòng)物實(shí)驗(yàn)顯示此膜對(duì)傷口的治愈速度均高于商業(yè)的膠布和膠原海綿體[19]。

3 支架材料和制備的發(fā)展趨勢(shì)

3.1 高分子支架材料的改性

對(duì)于合成高分子支架材料，近些年的研究更加注重合成支架材料表面與細(xì)胞的相互作用機(jī)理，研究重點(diǎn)是通過(guò)表面仿生技術(shù)增強(qiáng)其對(duì)細(xì)胞的黏附性，主要方法有：改變材料表面的微觀結(jié)構(gòu)如粗糙度、濕潤(rùn)度，調(diào)節(jié)共聚物的組分，在材料表面接枝活性官能團(tuán)或復(fù)合不同的黏附蛋白、多肽、細(xì)胞生長(zhǎng)因子、氨基酸、膠原等以改進(jìn)材料的親水性，促進(jìn)材料對(duì)細(xì)胞的黏附等。如，Suh等用臭氧氧化聚-L-乳酸支架表面，使其表面產(chǎn)生過(guò)氧化物基團(tuán)，然后接枝膠原，經(jīng)證實(shí)，復(fù)合膠原后的聚乳酸支架能有效促進(jìn)細(xì)胞的附著和生長(zhǎng)[20]。Zhu等用氨基酸及天然高分子膠原、凝膠或殼聚糖等對(duì)聚氨酯進(jìn)行改性，結(jié)果發(fā)現(xiàn)，經(jīng)改性的聚氨酯制備的支架不僅親水性增加，而且能明顯促進(jìn)細(xì)胞生長(zhǎng)。楊健等采用氨等離子體對(duì)聚-D, L-乳酸膜表面進(jìn)行改性，提高了聚乳酸材料的細(xì)胞親和性、親水性和表面自由能，有效地促進(jìn)了細(xì)胞的粘附與生長(zhǎng)[21]。陳文娜等制備了聚-L-乳酸-聚乙二醇多嵌段共聚物細(xì)胞支架，并進(jìn)行了細(xì)胞培養(yǎng)實(shí)驗(yàn)，結(jié)果表明，該材料對(duì)細(xì)胞的黏附和生長(zhǎng)均優(yōu)于聚-L-乳酸支架[22]。王琴梅等采用嵌段共聚技術(shù)合成了聚谷氨酸芐酯/聚乙二醇多嵌段共聚物，該材料兼具PBLG和PEG二者的優(yōu)點(diǎn)，而且形成了親疏水相微相分離結(jié)構(gòu)，優(yōu)化了聚氨基酸類材料的性質(zhì)[23]。Perng 等[24]將GFP 標(biāo)記的人骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞接種于pNIPAAm聚合物，并用于修復(fù)裸鼠皮膚缺損，發(fā)現(xiàn)標(biāo)志上皮再生的人泛角蛋白及上皮細(xì)胞鈣粘蛋白在回植后顯著增高。

目前人們對(duì)天然高分子支架材料的研究重點(diǎn)是用化學(xué)或物理方法對(duì)其進(jìn)行復(fù)合改性，增強(qiáng)其力學(xué)性能、滲透性能和生物活性。Lee等用1-乙基-3-( 3-二甲氨基丙基)碳二亞胺鹽酸鹽（EDC）交聯(lián)，制備了含β-葡聚糖的膠原海綿，并研究了EDC對(duì)成纖維細(xì)胞與表皮細(xì)胞生長(zhǎng)情況的影響，結(jié)果表明EDC的交聯(lián)效果要優(yōu)于戊二醛[25]。Ma等用1-乙基-3-(3-二甲氨基丙基)碳二亞胺（EDAC）/N-羥基琥珀酰亞胺(NHS)交聯(lián)處理，制備了膠原/氨基酸多孔復(fù)合支架材料，氨基酸的復(fù)合有效地提高了膠原海綿的耐降解性，同時(shí)研究發(fā)現(xiàn)EDAC /NHS的交聯(lián)效果要優(yōu)于戊二醛[26]。Kast等用巰基乙酸改性殼聚糖提高了其耐降解性，對(duì)比實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)，鼠成纖維細(xì)胞在改性的材料表面更密集，這說(shuō)明巰基對(duì)細(xì)胞生長(zhǎng)沒(méi)有不良影響[27]。鄧政興等用聚乙烯吡咯烷酮對(duì)殼聚糖進(jìn)行接枝改性，有效地提高了材料的親水性和對(duì)細(xì)胞的粘附性[28]。Ma等用戊二醛交聯(lián)處理，制備了膠原/殼聚糖多孔支架材料，發(fā)現(xiàn)殼聚糖可明顯提高膠原海綿的耐降解性，原因可能是殼聚糖在其中起到一個(gè)橋梁的作用，通過(guò)戊二醛與膠原連結(jié)起來(lái)[29]。金巖等將大量擴(kuò)增的表皮細(xì)胞和成纖維細(xì)胞復(fù)合在牛膠原蛋白支架上，從而成功地構(gòu)建了活性皮膚組織工程，其產(chǎn)品已獲國(guó)家藥檢局批準(zhǔn)準(zhǔn)許上市，目前產(chǎn)品適用于深Ⅱ度燒傷創(chuàng)面和不超過(guò)20cm的Ⅲ度燒傷創(chuàng)面[30]。

3.2 支架材料制備方法的發(fā)展

對(duì)于皮膚組織工程化支架制備方法，首先，靜電紡絲制備支架材料依然是研究熱點(diǎn)。第二，將冷凍-干燥法改進(jìn)為冷凍-萃取和冷凍-凝膠法。冷凍-萃取法是將聚合物溶液先在低溫進(jìn)行冷凍，然后將冷凍溶液浸入萃取劑中，溶劑由萃取劑萃取出來(lái)，支架中原來(lái)溶劑所占據(jù)的位置形成支架的孔，最后將支架在室溫下干燥。冷凍-凝膠法是將冷凍溶液進(jìn)入一種能使聚合物凝膠的介質(zhì)中，聚合物凝膠形成多孔支架。Ho等采用冷凍-萃取制備了PLLA和PLGA多孔支架，采用冷凍-凝膠法制備了殼聚糖和藻酸鹽多孔支架，架內(nèi)孔相互貫穿性好，孔徑范圍60～150μm，孔隙率均高于 80%，孔徑和孔隙率完全滿足組織工程皮膚支架的需要[31]。冷凍-萃取和冷凍-凝膠法比冷凍干燥法具有更大的優(yōu)勢(shì)，主要體現(xiàn)在省時(shí)節(jié)能、無(wú)皮層生成、溶解選擇范圍寬、溶劑殘留量更少[32]。第三，針對(duì)熱致相分離法，最近很多研究關(guān)注浸沒(méi)沉淀相轉(zhuǎn)化法和溶劑蒸發(fā)相轉(zhuǎn)化法。浸沒(méi)沉淀相轉(zhuǎn)化法是將聚合物溶液均勻溶液浸入非溶劑浴中，聚合物溶液發(fā)生液液分相或液固分相，生成聚合物富相和聚合物貧相，聚合物富相最后固化構(gòu)成多孔材料的主體，而貧相核形成孔。Hsieh采用浸沒(méi)沉淀相轉(zhuǎn)化法制備了殼聚糖支架，利用高速攪拌時(shí)產(chǎn)生的氣泡形成支架中的孔結(jié)構(gòu)，攪拌速度在2000～4000 r/min變化時(shí)，支架的平均孔徑從400μm減小 200μm，孔隙率從90%減小到80%[33]。溶劑蒸發(fā)相轉(zhuǎn)化法是將聚合物溶液刮涂到支撐板上，然后在惰性氣體或空氣中使溶劑揮發(fā)而得到的一種較為致密結(jié)構(gòu)的材料。Silva等人采用此法制備了殼聚糖－大豆蛋白共混膜支架[34]，Sarasam等人采用此法制備了殼聚糖－聚己酸內(nèi)酯支架，并且與濕法和冷凍-干燥法制備的共混膜支架進(jìn)了性能比較，發(fā)現(xiàn)采用干法制備的支架力學(xué)性能最佳，并且孔徑高達(dá) 50～60μm[13]。第四，超臨界CO2法制備組織工程支架近幾年受到重視，超臨界CO2在非水溶性可降解支架三維多孔支架材料方面具有傳統(tǒng)方法無(wú)法比擬的優(yōu)點(diǎn)，可避免有機(jī)溶劑和高溫環(huán)境，是制作支架材料的綠色方法[35]。Rinki采用超臨界 CO2法制備了殼聚糖組織工程多孔支架，該支架顯示出良好的生物相容性和可降解性[36]。

4 結(jié)束語(yǔ)與展望

雖然美國(guó)的 Integra、Alloderm、Dermagraft、Apligraf等是已經(jīng)商品化的組織工程人工皮膚產(chǎn)品。但無(wú)需諱言，由于不同程度的存在著生物相容性、生物降解性及免疫原性等問(wèn)題，至今還沒(méi)有一種完美的皮膚支架材料獲得學(xué)術(shù)界的認(rèn)可。因此，從支架的材料、結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)和制備方法出發(fā)，開(kāi)發(fā)具有良好生物相容性、生物降解性、免疫原性、易用性等方面滿足臨床需要的新型仿生活性支架材料勢(shì)在必行，如制備組成成分梯度變化以及微孔結(jié)構(gòu)梯度變化的復(fù)合組織工程皮膚支架，材料方面可以選擇天然高分子和合成聚合物復(fù)合材料。

[1] Eisenbud D，Hettrick H，Evans C，et al. The interdisciplinary CWS. 5 years 1ater[J]. Adv Skin Wound Care, 2004, 17(7): 336-340.

[2] Bello Y M, Fatabella A F, Eaglstein W H. Tissue-engineered skin, current status in wound healing[J]. Am J Clin Dermatol, 2001, 2(5): 305-313.

[3] Rennekampf H O, Kiessig V, Lomis W, et a1. Growth peptide release from biologic dressings: a comparison[J].J Burn Care Rehabil, 1996, 17(1):522-527.

[4] Rennekampf H O, Hansrough J F, Kiesig V. et a1. Wound closure with human keratinocytes cultured on a polyurethane dressing overlaid on a cultured human dermal replacement[J]. Surgery, 1996, 120(1): l6-22.

[5] Dantzer E, Braye F M. Reconstructive surgery using an artificial dermis(Integra): results with 39 grafts[J]. Br J Plast Surg, 2001, 54(8): 659- 664.

[6] Yeong E K, Huang H F, Chen Y B, et al. The use of artificial dermis for reconstruction of full thickness scalp burn involving the calvaria[J]. Burns,2006, 32(3): 375-379.

[7] Chen R N，Ho H O，Tsai Y T，et a1. Process development of an acellular dermal matrix (ADM) for biomedical applications[J]. Biomaterials, 2004,25(13): 2679-2686.

[8] Fivenson D, Scherschun L. Clinical and economic impact of Apligraf for the treatment of nonhealing venous leg ulcers[J]. Int J Dermatol, 2003, 42(12): 960- 965.

[9] Mirastschijski U, Bugdahl R, Rollman O, et al. Epithelial regeneration from bioengineered skin explants in culture[J]. Br J Dermatol, 2006, 154(1):42-49.

[10] Hansbrough J F, Morgan J, Greanhaf G, et al. Evaluation of Graftskin composite on full-thickness wounds on athrmiemice[J]. J Burn care Rehabil1, 994, 15(41): 346-353.

[11] Mi F L, Shyu S S, Wu Y B, et al. Fabrication and characterization of a sponge-like asymmetric chitosan membrane as a wound dressing[J].Biomaterials, 2001, 22: 165-173.

[12] Wang Y C, Lin M C, Wang D M, et al. Fabrication of a novel porous PGA-chitosan hybrid matrix for tissue engineering[J]. Biomaterials, 2003,24(6): 1047-1057.

[13] Sarasam A, Madihally S V. Characterization of chitosan– polycaprolactone blends for tissue engineering applications[J]. Biomaterials, 2005,26(27): 5500-5508.

[14]Nam Y S, Park T G. Biodegradable polymeric microcellular foams by modified thermally induced phase separation method[J]. Biomaterials,1999, 20(19):1783-1789.

[15] Murphy W L, Kohn D H, Mooney D J. Growth of continuous bonelike mineral within porous poly(lactide-co-glycolide) scaffolds in vitro[J]. J Biomed Mater Res, 2000, 50:50-58.

[16] Gao J, Niklason L, Langer R. Surface hydrolysis of poly(glycolic acid)meshes increases the seeding density of vascular smooth muscle cells[J]. J Biomed Mater Res, 1998, 42: 417-424.

[17] Li D, Xia Y. Electrospinning of nanofibers: reinventing the wheel[J] Adv.Mater, 2004, 16: 1151-1161.

[18] Kenawy E R, Layman J M, Watkins J R, et al. Electrospinning of poly(ethylene-co-vinyl alcohol) fibers[J]. Biomaterials, 2003, 24(6): 907-916.

[19] Chen J P, Chang G Y, Chen J K. Electrospun collagen/chitosan nanofibrous membrane as wound dressing[J]. Colloids and Surfaces A:Physicochem Eng, 2008, 313: 183-188.

[20] Suh H, Hwang Y S, Lee J E, et a1. Behavior of osteoblasts on a type I atelocollagen grafted ozone oxidized poly-L-lactic acid membrane[J].Biomaterials, 2001, 22: 219-230.

[21] Zhu Y B, Gao C Y, He T, et a1. Endothelium regeneration on luminal surface of polyurethane vascular scaffold modified with diamine and covalently grafted with gelatin[J]. Biomateria1, 2004, 25(23): 423-430.

[22] 陳文娜, 楊建, 王身國(guó). 聚丙交酯/聚乙二醇多嵌段共聚物的合成及其性能[J]. 高分子學(xué)報(bào), 2002, 5: 695-698.

[23] 王琴梅, 潘仕榮, 張靜夏. 聚谷氨酸芐酯-聚乙二醇嵌段共聚物的合成和表征[J].功能高分子學(xué)報(bào), 2001, 14(1): 61-65.

[24] Lee S B, Jeon H W, Lee Young Woo, et a1. Bio-artificial skin composed of gelatin and (1-3), (1-6)-b-glucan[J]. Biomaterials, 2003, 24(14): 2503-2511.

[25]Perng C K, Kao C L, Yang Y P, et a1. Culturing adult human bone marrow stem cells on gelatin scaffold with pNIPAAm as transplanted grafts for skin regeneration [J]. J Biomed Mater Res A, 2008, 84(3): 622-630.

[26] Ma L, GaoC Y, Mao Z W, et al. Enhanced biological stability of collagen porous scaffolds by using amino acids as novel cross-linking bridges[J].Biomaterials, 2004, 25(15): 2997-3004.

[27] Kast C E, Frick W U, et al. Chitosan-thioglycolic acid conjugate: a new scaffold material for tissue engineering[J]. International Journal of Pharmaceutics, 2003, 256(1-2): 183-189.

[28]鄧政興, 張志雄, 李立華,等. 聚乙烯吡略烷酮接枝殼聚糖的生物相容性評(píng)價(jià)[J]. 第一軍醫(yī)大學(xué)學(xué)報(bào), 2004, 24(2): 639-641.

[29] Ma L, Gao C Y, Mao Z W, et a1. Collagen/chitosan porous scaffolds with improved biostability for skin tissue engineering[J]. Biomaterials, 2003,24(26): 4833-4841.

[30] 劉世宇，陸偉，張曉軍,等. 脂肪干細(xì)胞和纖維蛋白膠快速構(gòu)建人工皮膚修復(fù)創(chuàng)面的研究[J]. 實(shí)用口腔醫(yī)學(xué)雜志,2009,25(6):769-772.

[31] Ho M H, Kuo PY, Hsieh H J, et al. Preparation of porous scaffolds by using freeze-extraction and freeze-gelation methods[J]. Biomaterials, 2004,25: 129-138.

[32] Wang Y C, Lin M C, Wang D M, et al. Fabrication of a novel porous PGA-chitosan hybrid matrix for tissue engineering[J]. Biomaterials, 2003,24: 1047-1057.

[33] Hsieh W C, Chang C P, Lin S M. Morphology and characterization of 3D micro-porous structured chitosan scaffolds for tissue engineering[J].Colloids and Surfaces B: Biointerfaces, 2007, 57: 250-255.

[34] Silva S S, Goodfellow B J, Benesch J, et al. Morphology and miscibility of chitosan/soy protein blended membranes [J].Carbohydrate Polymers, 2007,70: 25-31.

[35] Garc a-Gonza lez CA, Vega-Gonza lez A, Lo pez-Periago A M, et al. Composite fibrous biomaterials for tissue engineering obtained using a supercritical CO2antisolvent process[J]. Acta Biomaterialia,2009,5: 1094-1103.

[36] Rinki Kumari, Dutta P K. Physicochemical and biological activity study of genipin-crosslinked chitosan scaffolds prepared by using supercritical carbon dioxide for tissue engineering applications[J]. International Journal of Biological Macromolecules,2010, 46: 261-266.

Research Progress in Scaffold Materials of Skin Tissue Engineering and Its Preparation Methods

ZUO Dan-ying, WANG Yan, TAO Yong-zhen
(Key Lab for Green Processing and Functionalization of New Textile Materials, Ministry of Education,Wuhan Textile University, Hubei Wuhan 430073, China)

The scaffold materials of skin tissue engineering play a key role in construction of artificial skins, which is an important research content in skin tissue engineering by providing the seed cells with an environment of adherence, growth,migration, proliferation, differentiation as well as metabolization. This paper expounds on the progress of tissue engineering skin scaffold materials and preparation methods in recent years, with analysis on developing trend of skin tissue engineering scaffolds in the future.

skin tissue engineering scaffolds; synthetic polymer scaffolds; natural macromolecule scaffolds; preparation of scaffolds

O631；R318

A

1009－5160(2010)02－0022－05

*

左丹英（1976-），女，博士，副教授，研究方向：高分子多孔膜、生物多孔材料.

湖北省教育廳科研計(jì)劃項(xiàng)目（B20091704）；武漢科技學(xué)院青年基金（093866）.