1、www.CRTER.org玄光善，等. 等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料的制備及性能評價等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料的制備及性能評價玄光善1，穆蘭蘭1，孫 桐1，李 青2 (1青島科技大學藥學系，山東省青島市 266000；2青島中皓生物工程有限公司，山東省青島市 266000)引用本文：玄光善，穆蘭蘭，孫桐，李青. 等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料的制備及性能評價J.中國組織工程研究，2016，20(43):6451-6457.DOI: 10.3969/j.issn.2095-4344.2016.43.010 ORCID: 0000-0001-7674

2、-6405(玄光善)文章快速閱讀：等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料的制備及性能評價玄光善，男，1964年生，吉林省延吉市人，朝鮮族，2001年慶北大學畢業，博士，教授，主要從事藥物分析及醫藥用生物材料研究。中圖分類號:R318文獻標識碼:A文章編號:2095-4344(2016)43-06451-07稿件接受：2016-08-04采用紅外光譜對表征其結構，掃描電子顯微鏡觀察纖維形態結構，并考察其親水性、機械性能，通過MTT法考察材料的細胞毒性，并觀察細胞生長狀況等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料具有良好的纖維形貌、親水性及機械性能，可促進細胞的黏附、增殖，無細胞毒性進行C

3、O2、NH3等離子體處理，最后通過交聯劑交聯，與膠原蛋白及硫酸軟骨素復合，制備等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料 通過靜電紡絲方法制備聚氨酯支架材料文題釋義：聚氨酯材料：是具有微相分離結構的彈性聚合物，具有優異的機械性能、良好的生物相容性(包括血液相容性)，分子設計自由度大，改變其結構中軟硬段的組成及配比，可得到不同硬度、機械性能的產物，所以被認為是最佳綜合性能的生物醫學合成材料，并且被廣泛用于人工心臟、人工皮膚、藥物載體、人工血管等領域。硫酸軟骨素：在傷口愈合中起到重要作用，它可保持纖維和細胞間水分，促進炎癥細胞遷移和營養成分遷移，且降解產物無毒，可為細胞提供碳源和氮源，增加細胞的

4、信使核糖核酸和脫氧核糖核酸的生物合成，促進細胞代謝，加速傷口愈合。故將其用在皮膚支架材料上，可顯著提高材料生物性能。摘要背景：聚氨酯具有優異的機械性能和良好的生物相容性，但其疏水性不利于細胞黏附生長，故限制了聚氨酯在皮膚支架上的應用。目的：對聚氨酯支架材料進行改性，觀察其形態結構，檢測其親水性、機械性能及細胞毒性。方法：通過靜電紡絲方法制備聚氨酯支架材料，然后進行CO2、NH3等離子體處理，最后通過交聯劑交聯，與膠原蛋白及硫酸軟骨素復合，制備等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料，設置為A組；設置3組對照，聚氨酯經靜電紡絲后進行等離子體處理制備成支架材料后，浸泡在未加交聯劑的膠原硫酸軟骨

5、素混合溶液中，取出風干，設為B組；聚氨酯經靜電紡絲后進行等離子體處理，制備成支架材料，設為C組；將聚氨酯進行靜電紡絲，制備成支架材料，設為D組。對比4組材料的形態結構、親水性、機械性能及體外細胞毒性。結果與結論：等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料具有良好的纖維形貌、親水性及機械性能，可促進細胞的黏附、增殖，無細胞毒性。關鍵詞：生物材料；材料相容性；等離子體；聚氨酯；膠原；硫酸軟骨素；復合材料；細胞毒性；生物相容性 主題詞：膠原；軟骨素硫酸鹽類；組織工程3 P.O.Box 1200,Shenyang 110004 kf23385083A plasma-modified polyuret

6、hane-collagen-chondroitin sulfate composite material: preparation and performanceXuan Guang-shan1, Mu Lan-lan1, Sun Tong1, Li Qing2 (1Department of Pharmacy, Qingdao University of Science and Technology, Qingdao 266000, Shandong Province, China; 2Qingdao ChungHao Tissue Engineering Company, Qingdao

7、266000, Shandong Province, China)AbstractBACKGROUND: Polyurethane has excellent mechanical properties and perfect biocompatibility. But its hydrophobicity is not conductive to the adhesion and growth of cells, which limits its use as the scaffold of the skin.OBJECTIVE: To modify a polyurethane scaff

8、old by plasma processing and crosslinking then to test its hydrophilic, mechanical properties and cytotoxicity in vitro.METHODS: Polyurethane porous materials were prepared into membranous materials by eletrospinning method and modified by CO2 and NH3 plasma. Then the plasma-modified polyurethane-co

9、llagen- chondroitin sulfate composite materials were prepared by crosslinking with collagen type I and chondroitin sulfate at the same time, which was named Group A. Polyurethane porous materials which were electrospun and modified by plasma were soaked into a mixed solution of collagen and chondroi

10、tin sulfate without crosslinking agent. After being air-dryed, the materials were prepared, named Group B. Polyurethane porous materials which were electrospun and modified by plasma were named Group C. Electrospun polyurethane porous materials without other treatments were named Group D. Then the m

11、orphology, hydrophilicity, mechanical property and in vitro cytotoxicity of the four groups were compared.RESULTS AND CONCLUSION: The plasma-modified polyurethane-collagen-chondroitin sulfate composite materials enjoy excellent fiber morphology, hydrophilicity and mechanical properties. It can also

12、promote cell adhesion, proliferation and have no cytotoxicity.Subject headings: Collagen; Chondroitin Sulfates; Tissue EngineeringCite this article: Xuan GS, Mu LL, Sun T, Li Q. A plasma-modified polyurethane-collagen-chondroitin sulfate composite material: preparation and performance. Zhongguo Zuzh

13、i Gongcheng Yanjiu. 2016;20(43):6451-6457.Xuan Guang-shan, Doctor, Professor, Department of Pharmacy, Qingdao University of Science and Technology, Qingdao 266000, Shandong Province, China6455ISSN 2095-4344 CN 21-1581/R CODEN: ZLKHAH0 引言 Introduction皮膚作為人體最大器官，起著保持體液、保護身體組織器官、參與免疫、抵御外界侵襲等重要作用1。當皮膚受到

14、損傷時，這道保護屏障就會被打破，造成機體代謝紊亂、免疫失調，病原微生物借機侵入，引起一系列嚴重反應。因此當皮膚受到損傷時必須有適合的人工皮膚對受傷部位進行覆蓋。目前市面上有多種敷料和組織工程皮膚，但大多數產品都存在機械性能差、降解速度過快、血管化速度慢和應用時不易操作等缺點2。理想的皮膚組織工程支架材料應具備一定的柔韌性及機械強度，與組織生長相適應的降解能力，良好的生物相容性，可使細胞黏附生長，促進皮膚組織快速愈合。將天然生物材料與合成支架進行復合是制備理想支架材料的方法，已成為目前生物材料研究的熱點，近年來提出的復合材料有聚乳酸-羥基乙酸共聚物-膠原3-5、聚乙烯醇-殼聚糖6-7、聚己內酯-

15、殼聚糖等8-10。聚氨酯材料是具有微相分離結構的彈性聚合物11，具有優異的機械性能、良好的生物相容性(包括血液相容性)，分子設計自由度大，改變其結構中軟硬段的組成及配比，可得到不同硬度、機械性能的產物12，所以被認為是最佳綜合性能的生物醫學合成材料，并且被廣泛用于人工心臟、人工皮膚、藥物載體、人工血管等領域13。聚碳酸酯型聚氨酯的軟段由聚碳酸酯二醇構成14，由于碳酸酯鍵能在生理環境中獲得更好穩定性，使其與其他聚氨酯相比有更好的生物穩定性和生物相容性15-16。但聚氨酯材料本身具有疏水性，細胞不易黏附和生長，這一因素也限制了其作為細胞支架材料的應用17。膠原蛋白是動物體內含量最多、分布最為廣泛的

16、一類細胞外蛋白質。作為一種天然生物材料，膠原蛋白具有來源廣、免疫原性低、生物相容性好等優點18。皮膚愈合是由真皮層細胞合成分泌膠原蛋白開始的，因此，在聚氨酯支架中復合膠原蛋白，不僅可以提高材料的生物相容性，其降解產物氨基酸也可為真皮細胞合成膠原提供原料，促進皮膚愈合19-20。硫酸軟骨素在傷口愈合中起到重要作用，它可保持纖維和細胞間水分，促進炎癥細胞遷移和營養成分遷移，且降解產物無毒，可為細胞提供碳源和氮源，增加細胞的信使核糖核酸和脫氧核糖核酸的生物合成，促進細胞代謝，加速傷口愈合21。故將其用在皮膚支架材料上，可顯著提高材料生物性能。實驗擬通過靜電紡絲的方式將聚氨酯制備成纖維膜狀支架材料，進

17、行CO2、NH3等離子體處理，接枝-COOH、-NH2，通過交聯劑交聯使其與膠原蛋白及硫酸軟骨素復合，制備等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料，采用紅外光譜對其結構進行表征，掃描電子顯微鏡觀察纖維形態結構，并考察其親水性、機械性能，通過MTT法考察材料的細胞毒性，并觀察細胞生長狀況。1 材料和方法 Materials and methods 1.1 設計 相互對照，觀察性實驗。1.2 時間及地點 實驗于2015年5至12月在青島科技大學和青島中皓生物工程有限公司完成。1.3 材料 PC-3575A聚碳酸酯型聚氨酯購自Lubrizol；型膠原蛋白(相對分子質量300 000，純度>

18、99%)實驗室自提；NIH3T3小鼠胚胎成纖維細胞株購自上海研晶生物科技有限公司；Dil染液購自Amresco公司；硫酸軟骨素、噻唑藍(MTT)、2-(N-嗎啡啉)乙磺酸(MES)、N-羥基丁二酰亞胺(NHS)、1-(3-二甲氨基丙基)-3-乙基碳二亞胺(EDC)自sigma公司；靜電紡絲機(實驗室自組裝)；DT-02S低溫等離子體處理儀(蘇州奧普斯等離子體科技有限公司)；VERTEX 70傅里葉變換紅外光譜儀(德國Bruker公司)；CKX41型反射熒光顯微鏡(日本OLYMPUS )；IC1000 countstar細胞計數儀(Inno- Alliance Biotech)；Zwick-Ro

19、ell Z005拉力機(德國Zwick-Roell公司)；Multiskan FC酶聯免疫檢測儀(Thermo Fisher Scientific公司)；JSM-7500F掃描電鏡(日本電子株式會社)。1.4 實驗方法 等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素支架的制備：將聚氨酯60 烘干至恒質量，溶于N，N-二甲基甲酰胺和四氫呋喃摩爾比為21的混合溶劑中，配制成質量分數為15%的混合溶液，靜置除盡氣泡后進行靜電紡絲。靜電紡絲接收距離15 cm，電壓17 kV，流速 1.5 mL/h，濕度50%。放置24 h后取下纖維膜，放置于真空干燥箱干燥3 d。將靜電紡絲膜懸掛放入等離子體處理儀，抽真空至真空

20、度達到15 Pa左右時，通入CO2，控制鋼瓶出氣閥壓力2 MPa，減壓閥壓力0.2 MPa，最終腔體氣壓為60 Pa，待氣壓穩定后，開始進行輝光放電并計時，處理時間各5 min，處理功率為100 W，相同方法進行NH3處理。將含10.0 g/L膠原蛋白的0.05 mol/L醋酸溶液，用pH=6.9的0.1 mol/L MES緩沖溶液稀釋至 4 g/L。取5 mL稀釋后的膠原溶液，加入11.5 mg NHS、5 mg硫酸軟骨素，攪拌30 min；再加入5 mL濃度為 40 mmol/L EDC乙醇溶液，混勻，4 孵育5 min后，加入等離子體處理過的靜電紡絲膜，室溫下反應8 h。反應完畢，用0.

21、05 mol/L醋酸溶液沖洗未交聯的膠原及硫酸軟骨素，并用大量的去離子水沖洗干凈，置于35 真空烘箱中干燥至恒質量。將干燥的支架材料用體積分數50%乙醇清洗4次，30 min/次，用超純水清洗4次，15 min/次，風干，設為A組。對照品的制備：將聚氨酯進行靜電紡絲，經等離子體處理后，制備成支架材料，浸泡在未加交聯劑的膠原硫酸軟骨素混合溶液中，取出風干，設為B組；將聚氨酯進行靜電紡絲，經等離子體處理后，制備成支架材料，風干，設為C組；將聚氨酯進行靜電紡絲，制備成支架材料，風干，設為D組。1.5 主要觀察指標紅外光譜檢測：全反射法測4種材料的紅外吸收光譜，對材料表面進行表征。 掃描電鏡觀察：將4

22、種支架材料表面噴金，3 kV加速電壓下，用掃描電鏡觀察纖維表面形貌并拍照。 親疏水性觀察：等離子體處理和偶聯膠原蛋白及硫酸軟骨素都會導致支架材料表面親水性的差異，實驗對4種支架材料的親水性進行了評價，采用接觸角儀對支架材料表面的接觸角進行測定。 機械性能評價：取30 mm×30 mm濾紙，兩端各貼上雙面膠，將它貼在4種支架材料上，表面再貼兩層濾紙，材料與濾紙成夾心狀，將濾紙片剪成3份，每份為30 mm×1 0mm樣品條，去掉中間未粘濾紙，測支架材料厚度及寬度，夾持兩端濾紙，用拉力機對其力學性能進行測試。拉伸速度10 mm/min，所得結果取平均值。 體外細胞毒性實驗：材料浸

23、提液的制備：將4種支架材料用電子束輻照，輻照劑量14 kGy。無菌條件將各樣品剪碎移至6孔板，每孔6 cm2/mL(表面積/體積)，加含體積分數10%胎牛血清的DMEM/F12培養液， 37 恒溫培養24 h，收集備用。取NIH3T3小鼠胚胎成纖維細胞，按5×107 L-1細胞濃度接種于96孔板(每孔 100 L)，置于體積分數5%CO2培養箱中，37 培養 24 h。吸棄孔內廢液，實驗組每孔加100 L材料浸提液(A-D組材料)，對照組加100 L含體積分數10%胎牛血清的DMEM/F12培養液，空白組加100 L不含胎牛血清的DMEM/F12培養液，繼續培養48 h后，顯微鏡觀察

24、細胞形態并拍照，加MTT工作液20 L，繼續培養4 h后吸棄內液，加二甲亞砜靜置。用酶聯免疫檢測儀測定吸光度，吸收波長490 nm，重復4次，結果取平均值，計算細胞相對增殖度(RGR)。當細胞相對增殖度在100%級以上時為0級毒性；在80%-99%時為1級毒性；在50%-79%時為2級毒性；在30%-49%時為3級毒性；在0-29%時為1級毒性。細胞毒性均為0級和1級，符合國家標準對于醫療器械的生物學要求。1.6 統計學分析 采用SPSS 19.0進行t 檢驗、卡方檢驗，P < 0.05為差異有顯著性意義。2 結果 Results 2.1 紅外光譜分析結果 圖1為4種支架材料的紅外光譜圖

25、，其中位于3 303 cm-1特征吸收峰為N-H伸縮振動峰，位于2 930 cm-1和2 850 cm-1的特征吸收峰分別為亞甲基中C-H的對稱和不對稱伸縮振動吸收峰，位于 1 715 cm-1的特征峰為聚氨酯軟段聚碳酸酯二醇的C=O伸縮振動峰，O=C-O的面外彎曲特征峰位于圖中 790 cm-1。C組在CO2和NH3等離子體處理后，位于 2 850 cm-1的特征吸收峰明顯變小，而位于3 303 cm-1特征吸收峰明顯增寬增大，為伯胺伸縮振動特征峰，說明經氨氣等離子體處理后聚氨酯表面接枝大量-NH2；位于3 600-3 200 cm-1的-OH特征峰出現，并且C=O伸縮振動峰及O=C-O的面

26、外彎曲特征峰明顯增大，表明CO2在激發轉為等離子態后，接枝在聚氨酯的上形成羧基； 1 250 cm-1處出現C-O-C的不對稱伸縮振動強峰，表示活化的CO2在聚氨酯表面形成酯基。表面涂布膠原及硫酸軟骨素時，聚氨酯表面其他特征峰被掩蓋，且由于膠原和硫酸軟骨素含有大量-OH，紅外光譜出現3 600- 3 200 cm-1較寬的峰。A組經EDC和NHS交聯，-NH2和-COOH反應生成仲酰胺鍵(RCONHR')。較等離子體處理聚氨酯材料及表面涂布膠原及硫酸軟骨素的等離子體處理聚氨酯材料，等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料紅外光譜圖中1 680 cm-1處出現仲酰胺C=O伸縮振動的強

27、吸收峰，即酰胺帶；1 530 cm-1處和1 305 cm-1處分別出現由于N-H變形振動和C-N伸縮振動偶合產生的酰胺帶和酰胺帶，表明存在仲酰胺鍵，可能是交聯生成的新的仲酰胺鍵。2.2 掃描電鏡觀察支架材料表面形貌 由圖2掃描電鏡照片可見，該靜電紡絲條件制備的聚氨酯支架形貌良好，纖維平滑直徑分布均勻，平均直徑為1 m左右，纖維較粗，這是由于與電壓、溶液的流速、距離相比，溶劑是影響靜電紡絲形貌的一個比較重要因素。實驗選用的是N，N-二甲基甲酰胺和四氫呋喃摩爾比為21的混合溶劑，四氫呋喃的表面張力低且易揮發，使射流纖維外層快速揮發，限制了纖維的進一步拉伸，使纖維直徑較粗；N，N-二甲基甲酰胺沸點

28、高，不易揮發，可使纖維在電場中有效拉伸。因此，適當增加N，N-二甲基甲酰胺比例，可一定程度減小纖維直徑，但當N，N-二甲基甲酰胺量過多時，由于溶劑揮發過慢易形成連珠。等離子體處理聚氨酯表面稍有毛糙，這是由于等離子體處理對聚氨酯纖維有一定的刻蝕作用，但整體表觀影響不大。等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料纖維表面被膠原包裹填充，經化學交聯復合材料整體出現皺縮現象，纖維有彎曲收縮現象；未經等離子體處理聚氨酯支架材料表面物理涂布膠原硫酸軟骨素涂層，纖維直徑稍有變粗。 2.3 親水性檢測結果 生物材料的親疏水性是限制其應用的主要因素。就皮膚支架而言，適宜親水性的皮膚修復材料可使傷口保持濕潤，有

29、利于細胞黏附生長，促進傷口愈合。對各種支架材料接觸角進行分析發現，未經等離子體處理的聚氨酯支架材料接觸角為110°，材料不發生浸潤；經等離子體處理后，材料的親水性顯著增加，水滴滴至材料后被迅速吸收，無法測出接觸角，涂布和接枝膠原硫酸軟骨素的材料也迅速將水滴吸收。聚氨酯有大量非極性基團如酯基，有較高的疏水性，離子體處理可在表面接枝親水基團，雖然等離子體只在接觸面反應，但由于靜電紡絲纖維之間空隙大，材料比表面積大，增加了處理效率，使親水性顯著增加；膠原蛋白中含有大量-NH2、-OH，硫酸軟骨素含有-OH、-COOH、-SO3H親水基團，也有很好的親水性。故將聚氨酯進行等離子體處理并與膠原

30、蛋白及硫酸軟骨素偶聯處理，可得親水性良好的支架材料。2.4 機械性能測試結果 復合材料的應用是需要良好的機械性能。4種支架材料的應力-應變曲線見圖3，等離子體處理前后聚氨酯支架都呈明顯的黏彈性力學性質，初始模量小，斷裂伸長率達550%左右，拉伸強度可至30 MPa，4種支架材料機械性沒有明顯差異。這是由于等離子體只在材料表面接枝，對材料內部結構無影響，不破壞材料整體的機械性能，表面接枝的膠原蛋白及硫酸軟骨素后支架材料的機械強度也沒有明顯變化。2.5 體外細胞毒性實驗結果 由于聚氨酯是用N，N-二甲基甲酰胺和四氫呋喃溶解后進行靜電紡絲，并與膠原蛋白及硫酸軟骨素進行化學交聯，各支架材料雖經乙醇梯度

31、清洗，仍可能有微量殘留，對細胞有一定的毒性。由圖4可見A組等離子體處理聚氨酯經膠原和硫酸軟骨素修飾后細胞生長狀況良好，數量較多，偶見圓形細胞。B組細胞生長情況與A組相似，但細胞數量較A組稍多，可能由于表面涂布膠原及硫酸軟骨素為細胞生長提供了營養物質；C組細胞有輕微的拉絲現象，細胞數量較前2組較少；D組死細胞數相對較多，有較嚴重的拉絲現象。A-D組的細胞相對增殖率分別為105.5%、106.6%、98%、91.8%，4種材料細胞相對增殖率均大于90%，即4種材料的細胞毒性為0-1級，符合國家標準對于醫療504030201000 100 200 300 400 500 600應變(%)應力(MPa

32、)3 000 2 000 1 000波數(cm-1)圖3 不同支架材料應力-應變曲線Figure 3 The stress-strain curves of different scaffolds圖注：圖中A為等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料；B為表面涂布膠原及硫酸軟骨素的等離子體處理聚氨酯支架料；C為經等離子體處理的聚氨酯支架材料；D為未經等離子體處理的聚氨酯支架材料。4種支架材料機械性沒有明顯差異。圖1 不同支架材料的紅外光譜圖Figure 1 Infrared spectrograms of different scaffolds圖注：圖中A為等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟

33、骨素復合材料；B為表面涂布膠原及硫酸軟骨素的等離子體處理聚氨酯支架料；C為經等離子體處理聚氨酯支架材料；D為未經等離子體處理聚氨酯支架材料。圖2 不同支架材料的掃描電鏡觀察結果(×5 000)Figure 2 Scanning electron microscope observation of different scaffolds (×5 000)圖注：圖中A為等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料；B為表面涂布膠原及硫酸軟骨素的等離子體處理聚氨酯支架料；C為經等離子體處理的聚氨酯支架材料；D為未經等離子體處理的聚氨酯支架材料。等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素

34、復合材料纖維有彎曲收縮現象；未經等離子體處理聚氨酯支架材料表面物理涂布膠原硫酸軟骨素涂層，纖維直徑稍有變粗。圖4 不同支架表面的NIH3T3小鼠胚胎成纖維細胞形態觀察(×150)Figure 4 Morphological observation of embryonic fibroblasts from NIH3T3 mice on different scaffolds (×150)圖注：圖中A為等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料，細胞生長狀況良好，數量較多，偶見圓形細胞；B為表面涂布膠原及硫酸軟骨素的等離子體處理聚氨酯支架料，細胞生長情況與圖A相似，但細胞數

35、量稍多；C為經等離子體處理的聚氨酯支架材料，細胞有輕微的拉絲現象，細胞數量較前2組較少；D為未經等離子體處理的聚氨酯支架材料，死細胞數相對較多，有較嚴重的拉絲現象。器械的生物學要求22-23。3 討論 Discussion將聚氨酯同時進行CO2和NH3等離子體處理，再與膠原蛋白及硫酸軟骨素偶聯的研究鮮有報道。實驗通過靜電紡絲方式制備將聚氨酯成膜狀支架材料，等離體子處理后與型膠原蛋白及硫酸軟骨素交聯，制備等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料，以表面涂布膠原及硫酸軟骨素的等離子體處理聚氨酯支架材料、等離子體處理聚氨酯支架材料及未經等離子體處理聚氨酯支架材料為對照，采用紅外光譜和掃描電子顯微

36、鏡觀察其形態結構，并檢測其親水性、機械性能，通過MTT法檢測材料的細胞毒性，并觀察生長狀況。實驗結果表明，等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料性能優異，是理想的皮膚支架材料，具有較大的研究開發價值。等離子體是氣體在近真空狀態，在電場能激發下轉變成不同于固體液體氣體的物質第四態，其中包含中性和激發態的原子或分子、電子、離子及各類自由基等離子。它有更強的活性，更易于與接觸面發生反應，且反應條件容易掌控，反應溫度接近常溫，不會對材料造成熱解或燒灼25。利用不同等離子體處理如O2、NH3、CO2、N2等，可在材料上接枝不同的活潑基團如-OH、-NH2、-COOH等26，使材料親水性發生變化更利

37、于細胞的黏附生長27-28。實驗中，將聚氨酯進行靜電紡絲，顯著增加了比表面積，等離子體處理后在其表面形成大量活潑的-COOH和-NH2。由于EDC/NHS交聯體系中-COOH和-NH2反應生成酰胺鍵，等離子體處理為聚氨酯提供了大量的-COOH和-NH2，促進了其和膠原蛋白及硫酸軟骨素的反應。 將聚氨酯和膠原蛋白及硫酸軟骨素進行偶聯，制備成復合支架材料，此種制備方法有以下優點：其一，膠原蛋白和硫酸軟骨素均為天然生物材料，且其降解產物為無毒，表現出極好的生物相容性，將其與聚氨酯復合，可以增加其親水性和生物相容性，減少炎癥反應，促進傷口治愈合29-31；其二，膠原蛋白的降解主要是酶水解，如膠原酶32

38、，在之前的研究中發現，未經交聯膠原蛋白在膠原酶溶液中2周之內可完全降解，而交聯過后其降解速率顯著降低。當其用于燙傷、化學燒傷等嚴重皮膚損傷時，膠原蛋白的降解速率過快，會破壞支架材料結構，殘留聚氨酯，不利于皮膚組織生長。實驗證明，將聚氨酯多孔材料進行NH3、CO2等離子體處理，通過靜電紡絲法制備膜狀支架材料同時與型膠原蛋白及硫酸軟骨素交聯，制備的等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料具有良好的纖維形貌、親水性、機械性能，能促進細胞黏附增殖，在一定程度上彌補了目前皮膚敷料存在的不足，但是該復合材料在實際應用之前，需對其生物相容性進行進一步研究，根據皮膚創傷愈合程度調節膠原蛋白及硫酸軟骨素的含

39、量，并對材料的降解情況進行深入研究，控制材料的降解速率。總之等離子體處理聚氨酯-膠原-硫酸軟骨素復合材料在皮膚支架材料上將有很大的應用前景。致謝：感謝青島中皓生物工程有限公司同事的關心和幫助。作者貢獻：第一作者構思設計實驗，對文章進行審校，第二作者實施實驗并起草，與三、四作者共同分析文獻資料。利益沖突：所有作者共同認可文章無相關利益沖突。倫理問題：未涉及倫理沖突內容。文章查重：文章出版前已經過CNKI反剽竊文獻檢測系統進行3次查重。文章外審：文章經國內小同行外審專家審核，符合本刊發稿宗旨。作者聲明：第一作者對于研究和撰寫的論文中出現的不端行為承擔責任。論文中涉及的原始圖片、數據(包括計算機數據

40、庫)記錄及樣本已按照有關規定保存、分享和銷毀，可接受核查。文章版權：文章出版前雜志已與全體作者授權人簽署了版權相關協議。4 參考文獻 References1 Mansbridge J. Skin tissue engineering.J Biomat Sci Polym E.2008;19(8):955-968.2 董麗,王旭昇,馬紹英,等.組織工程皮膚的構建及組織形態學觀察J.中國組織工程研究,2011,15(41):7631-7634.3 Cao H,Chen MM,Liu Y,et al.Fish collagen-based scaffold containing PLGA micro

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