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摘要：人造皮膚在當前臨床醫學領域的地位愈發重要，作為于大面積創口愈合的敷料，往往對其透濕性和力學性能有一定的要求，以維持創口的適度濕潤并滿足日常伸曲、縫合等要求。通過對兩種人造皮膚材料的性能測試，簡單分析了影響其透濕性和力學性能的多重因素。
關鍵詞：人造皮膚、水蒸氣透過率、力學性能

　　皮膚是人體zui大的器官，承擔著屏蔽細菌、感知冷熱、調節體溫、分泌排泄等功能，由表皮、和皮下組織三層構成。當外因造成皮膚的大面積損傷，如灼傷、潰瘍或急性創傷時，在清理創面防止細菌感染的同時，需盡快覆蓋皮膚創面以減少蛋白質、血紅球等體液的流失。長久以來，大面積皮膚缺損的覆蓋材料主要來自自體皮、同種異體皮或異種皮等，由于皮源缺乏、新創舊疤等因素限制患者的治療進程。這種情況催生了能重復生產且*替代皮膚缺損的材料研發，即人造皮膚。

1 人造皮膚應具備的性能

　　人造皮膚是利用組織工程學和細胞生物學的方法，將種子細胞與天然生物高分子材料制得的支架材料相結合構建出的用于修復、維護、替代缺損皮膚組織的生物替代物。其作用機理首先是基于傷口愈合機理的。

　　現代傷口愈合理論有兩大分支：傷口干性愈合和傷口濕性愈合。傳統觀念認為傷口需干燥消毒，利于結痂愈合，但隨著臨床經驗的愈加豐富，醫護人員發現此種治療方法極易造成創面局部脫水，結痂造成傷口疼痛反而阻礙上皮細胞移行，愈合速度緩慢。于是近現代“濕潤環境愈合理論”興起，即在傷口局部保持適度的濕潤以營造有利于傷口愈合的微酸低氧、自溶清創、生長因子釋放環境等，這種方法具有不結痂、微創少痛，利于肉芽生長和皮膚細胞分裂，其促進傷口愈合的速度是傳統干性環境的兩倍。

　　基于“濕潤環境愈合”機理，人造皮膚應具備一定的保濕性能才能維持傷口的“濕潤環境”。據王成傳等人研究，正常皮膚的水分蒸發量為18.48±5.02g/(m2·h)，普通創面傷后6小時水分蒸發量達到40~60 g/(m2·h) [1]，雖然隨后蒸發量逐漸下降，但仍高出正常皮膚蒸發量的18.5% ~76.85%。人造皮膚作為創口的覆蓋材料，應具有一定的保濕性能（亦可理解為水蒸氣透過性能）以控制皮膚的蒸發量，既不能過大造成傷口水分的大量蒸發，也不能過小導致傷口局部積液。據相關文獻介紹，正常皮膚的水蒸氣透過率為204g/(m2·d)，受傷皮膚為279~5138g/(m2·d)，被推薦的敷料的理想水蒸氣透過率為2500g/(m2·d)左右[2]，因此作為敷料的一種，人造皮膚的水蒸氣透過量亦可參考此標準。

　　理想的人造皮膚，除了具有一定的水蒸氣透過性，還應具有接近正常皮膚的柔韌性，不易撕裂，以滿足日常伸曲、縫合的要求，通常采用斷裂強度、斷裂伸長率等力學性能指標進行表征。斷裂強度，是指材料發生拉斷時的應力值與截面積的比值，單位為MPa。斷裂伸長率則用來評價材料在拉斷時的位移值與原長的比值。接下來將對兩種不同的人造皮膚進行水蒸氣透過性能和力學性能的測試，從而了解當前人造皮膚的性能情況。

2 人造皮膚的性能測試

2.1水蒸氣透過性能測試方法和標準

　　參考標準：GB 1037；試驗設備：W3/030水蒸氣透過率測試儀

　　試驗方法：于浸泡液中取出人造皮膚試樣，如圖1，使之在平整狀態下晾至微干后裁取直徑為74mm的圓片。因試樣較軟，在注入蒸餾水的透濕杯中放置支撐架，再置入試樣，密封透濕杯蓋。將透濕杯平穩的移入儀器內部。設備自動將試樣兩側的濕度差控制的90%RH，試驗溫度為38℃。水蒸氣在濕度差的作用下，從透濕杯中高濕一側（即接近杯中水面一側）透過試樣進入干燥的一側，通過測試透濕杯的重量隨時間的變化計算出人造皮膚試樣的水蒸氣透過率。本次試驗對象為兩種不同的人造皮膚，分別命名為1#、2#，測試結果見表1。

 圖1. 人造皮膚（未從袋中取出）

表1. 人造皮膚水蒸氣透過率測試結果

2.2 斷裂強度、斷裂伸長率測試方法和標準

　　參考標準：GB/T 1040.1-2006、GB/T 1040.3-2006;

　　試驗設備：XLW(PC)智能電子拉力試驗機

　　
　　試驗方法：于浸泡液中取出人造皮膚試樣，使之在平整狀態下晾至微干后裁取至少5個寬15mm，長度不小于150mm的長條試樣，見圖2。試樣中部應有標距為50mm的兩條平行線。將單個試樣裝夾在試驗機的上下夾頭間，試樣縱軸與上、下夾具中心連線相重合，并且要松緊適宜，以防止試樣滑脫和斷裂在夾具內。設定拉伸速度50mm/min，開始試驗。試樣拉斷后，系統自動顯示試樣的拉斷力和斷裂伸長率，由此計算出試樣的斷裂強度。本次試驗對象同水蒸氣透過性能測試試樣，測試結果見表2。

圖2. 長條試樣示意圖

表2. 人造皮膚斷裂強度和斷裂伸長率測試結果

3 人造皮膚的性能研究

　　水蒸氣透過性能測試中，1#試樣與2#的水蒸氣透過率相差較大，相較上文中理想的敷料水蒸氣透過率2500g/(m2·d)分別降低23.83%和高出44.54%，相對而言，1#的透濕性能更為合理。斷裂強度、斷裂伸長率測試中，兩種材料的測試結果相差不大。

　　近年來，日益迫切的皮膚修復與重建的需求促使人造皮膚的研發呈多樣化和實用化的趨勢，而天然生物高分子材料，如絲素、殼聚糖、明膠等材料制得的單一膜或共混膜也成為皮膚修復的理想材料。絲素蛋白是從蠶絲中提取的天然高分子纖維蛋白，具有優良的機械性能和*的保濕性、生物相容性，經流延法制得的再生絲素膜透明度佳，應用于創面能保持一定的濕度，即可防止細胞脫水，又不致膜下積液。然而在研制過程中，純絲素膜在厚度和強度方面難以達到生物醫學材料所要求的統一，且易碎易溶，限制了其在生物醫學領域的應用。因此在純絲素膜中加入殼聚糖或明膠等生物材料以及交聯劑，經不同成膜工藝制成共混膜，以取長補短，能有效解決這一問題。

　　共混膜的制備工藝相對復雜，以絲素/明膠共混膜為例，通常包括絲素明膠溶液混合——添加交聯劑——烘干制膜或自然干燥制膜——不溶化處理四個基本工序，部分研制過程中還會加入致孔劑等其他助劑。因此，多重因素影響著共混膜的物理性能，包括水蒸氣透過性能和力學性能。

　　起初，純絲素膜的表面結構是均勻細密的，與其他材料共混交聯形成網格結構，經乙醇不溶性處理后，大量易溶于水的物質剔除，膜表面呈現一種凹凸不平的微孔形態，為水蒸氣的透過構建了通道。在這一過程中，向共混膜中添加致孔劑，能在一定程度上增加微孔的大小和數量，促進了水蒸氣的透過。其次，共混材料和絲素的比例及其自身的溶脹程度與共混膜的水蒸氣透過率密切相關。在馬芳的研究中，絲素/明膠膜的水蒸氣透過率隨著明膠比例的增加出現先上升后下降的趨勢[3]，一方面由于明膠遇水后發生溶脹，降低了微孔的水蒸氣通透性，使得共混膜整體的水蒸氣透過率下降；另一方面，乙醇的不溶性處理也會使共混膜的結晶度提高，從而影響水蒸氣透過性能。在同一的進程中，共混膜的力學強度也較純絲素膜發生了變化。交聯劑的使用會促進蛋白質分子在短時間內緊密結合形成交聯網絡，使共混膜的力學性能，尤其是斷裂強度和斷裂伸長率達到。但若繼續進行乙醇不溶化處理，會導致共混膜中β—折疊結構的增加，而這種結構會促使蛋白膜的質地變脆，進而弱化共混膜的力學性能。

　　上述重點針對絲素/明膠共混膜的物理性能及其影響因素進行了分析，其結果對于其他人造皮膚材料如絲素/殼聚糖共混膜有一定的參考性，當然，不同共混膜的成膜工藝千差萬別，其水蒸氣透過性和力學性能也呈現多樣性，需要通過具體實驗進行研究分析。

4、結語

　　人造皮膚在當前臨床醫學領域的地位愈發重要，作為于大面積創口愈合的敷料，往往對其透濕性和力學性能有一定的要求，以維持創口的適度濕潤并滿足日常伸曲、縫合等要求。因此，專業人員要在充分研究人造皮膚材料的透濕性能和力學性能影響因素的基礎上，根據實際需要對其性能進行調控，進一步提高人造皮膚對各類創口的愈合效果。

參考文獻：

[1] 王成傳，蒲志彪，劉洪斌等. 濕性療法創面不顯性失水的臨床研究(三)[J]. 中國燒傷創瘍雜志,1999(02).

[2]馬曉莉，姚子華，徐偉偉等. 多孔殼聚糖膜的制備及性能研究[J]. 功能高分子學報，2005(09):434-440.

[3]馬芳. 絲素/明膠共混膜制備工藝篩選及其結構與性能研究[D].山東：山東農業大學，2005：27-28.