生物質纖維醫用敷料研究進展

吳 洋， 劉方恬， 曹孟杰， 崔金海， 鄧紅兵

(1. 武漢大學 資源與環境科學學院， 湖北 武漢 430079； 2. 武漢大學 生物質資源化學與環境生物技術 湖北省重點實驗室， 湖北 武漢 430079； 3. 奧美醫療用品股份有限公司, 湖北 宜昌 443200)

在全球范圍內，急性和慢性傷口，如燒傷和糖尿病潰瘍，對患者和醫療保健系統造成了巨大的負擔[1-2]。針對該問題，目前研究人員正在進行廣泛的研究以開發能夠在短時間內有效治療傷口的技術。適當的治療策略包括使用愈合率高的醫用敷料，既可以阻礙感染、防止不良結果產生，還可以降低成本。通常，急性傷口是一種皮膚損傷，指在一個可預測的時間范圍內能完全愈合的敞口，這取決于傷口的深度、大小和損傷的程度;與之相對的慢性傷口則是皮膚損傷不能及時愈合，并可能有復發的風險[3-4]。因此，不同傷口對醫用敷料的需求不同，選擇適應于特定類型傷口的材料對傷口愈合至關重要。

到目前為止，已經開發了多種醫用敷料用于治療不同種類的傷口，根據其形式可以分為紗布、水凝膠、海綿、納米纖維膜等[5]。其中，纖維類醫用敷料可以減輕疼痛感，促進傷口愈合，在治療慢性傷口方面十分有優勢[6]。納米纖維作為一種相對較新的醫用敷料材料，正受到越來越多的關注[7-8]。納米纖維網由許多小到幾微米或幾百納米的納米纖維交叉組成，提供了相對較大的接觸表面積和微納米孔，該結構可以模擬細胞外基質結構，增強傷口上細胞的黏附和爬行，促進細胞生長[8]。從組分上看，天然聚合物和合成聚合物均可用于制備醫用敷料，而天然聚合物因其生物相容性、生物降解性、高仿生水平和物理化學性質而被廣泛應用于醫用敷料[9]。特別是基于天然聚合物的醫用敷料，其降解速率可以與傷口愈合過程同步，確保了活性物質的有效釋放，避免了傷口的二次傷害。目前已研究的作為醫用敷料的天然聚合物材料包括海藻酸鈉、透明質酸、甲殼素、殼聚糖、卡拉膠、纖維素、果膠、淀粉、膠原蛋白等[10-13]。

理想的醫用敷料要具有良好的生物相容性和抗菌性，較高的滲液管理能力、透氣性及有效的屏障功能[14]。生物質纖維敷料具有高孔隙率和可控的孔徑尺寸，可保證良好的透氣性，且與天然細胞外基質高度相似，有利于細胞的爬行和黏附[15]。生物質纖維形貌及其集合體結構還賦予敷料良好的阻隔性和多功能性，其可負載多種活性成分，增加抗菌性能，提升舒適度[5,16-17]。由此可見，生物質纖維有應用于理想醫用敷料的巨大潛力，亟需對其進行系統地分析和討論，促進該領域的進一步發展。

本文旨在簡要介紹生物質纖維傷口敷料的研究進展，對來源于生物質的不同原料如甲殼素/殼聚糖、纖維素、膠原蛋白、絲素蛋白、海藻酸、透明質酸及其衍生物的纖維制備方式進行討論；并對目前文獻報道的生物質纖維敷料的功能性應用進行綜述，為醫用敷料的發展提供參考。

1 用于醫用敷料的生物質纖維的制備

1.1 殼聚糖/甲殼素

甲殼素是自然界中唯一帶正電的生物質堿性多糖，常見于甲殼類、真菌類動物中，如蝦蟹殼、昆蟲外殼以及真菌細胞壁等，是世界第二大生物質資源[18]。制備甲殼素纖維用于醫用敷料的研究已有不少報道，常見的制備方法包括濕法紡絲、干法紡絲、靜電紡絲、干噴-濕法紡絲、液晶紡絲、發酵法等(見圖1)[19-20]。其中：濕法紡絲最為常見；由液晶紡絲和干噴-濕法紡絲制備的纖維強度較好；由熔融紡絲得到的纖維結構均勻致密。采用不同方法得到的纖維各有優勢，可依據實際需求選用[21]。例如，Huang等[22]通過濕法紡絲制備了純甲殼素纖維，并通過丙酮處理及熱壓濕纖維制備了甲殼素非織造布，其纖維結合緊密，纖維直徑大約為40 μm。

圖1 生物質纖維敷料的制備和應用Fig.1 Preparation and application of biomass fiber medical dressings

殼聚糖為甲殼素的脫乙酰衍生物，其生物相容性好，可與細胞表面負電基團發生非特異性吸附，還可阻斷神經末梢從而減輕疼痛；其生物可降解性良好，在人體內能很好地被代謝吸收，當其緩慢解聚時，可釋放出N-乙酰-β-D-葡糖胺，刺激成纖維細胞增殖，利于膠原沉積和天然透明質酸合成，有助于促進傷口愈合[23]。已有研究證明，殼聚糖纖維敷料相較于海綿敷料和膜敷料表現出更好的細胞附著力、增殖力和生物相容性，可作為促進傷口愈合的理想材料[24]。殼聚糖可溶解在濃醋酸中制備得到納米級纖維。然而，制備的純殼聚糖纖維強度通常不佳，影響其應用，將殼聚糖與其他生物可降解性和生物相容性良好的聚合物混合可以提高力學強度，同時保持良好的生物相容性[25]。Wang等[26]將殼聚糖、聚乙烯醇和銅金屬有機框架結合，有效地發揮了不同材料的抗菌性、力學性能、生物相容性，制備出擁有良好物理性能和抗菌性能的功能醫用敷料，纖維直徑大約為400 nm，拉伸強度可達4.5 MPa。

1.2 纖維素

纖維素是自然界儲量最豐富的生物質，在木材、棉花、秸稈等農作物以及細菌、藻類中均有存在。纖維素纖維可以促進組織再生，對感染的傷口比較有效[27]。木材基纖維素納米原纖維敷料可較好地附著在傷口上，不會引發過敏或炎癥反應，在治療燒傷病人傷口方面具有很好的效果[28]。細菌纖維素生物相容性好，其三維結構纖維材料不僅可以作為載藥載體，還能保持高孔隙率，負載抗菌消炎物質后還可加速傷口愈合[29]。醋酸纖維素也有助于細菌性傷口愈合，且其強度、穩定性高[30]。

使用靜電紡絲技術是制備纖維素納米纖維較為常見的手段，還可通過調節工藝參數制備可控的多孔結構，且熱穩定性好，還易于被化學改性，但力學性能較差[31]，可通過混合其他原料改善這一缺陷，提高復合材料的力學性能。例如：醋酸纖維素與明膠混合模仿正常皮膚的形態和結構特征，有利于細胞增殖，并具有良好的生物相容性[32]；將聚己內酯和醋酸纖維素共混，通過靜電紡絲制備纖維，同時將殼聚糖和膠原蛋白自組裝于纖維表面，所制纖維的平均直徑約為500 nm，拉伸強度可達7.95 MPa[33]。

總之，纖維素纖維因其良好的生物相容性和適應性十分適合用于醫用敷料制備,其在傳統醫用敷料中占有主要地位，應用也相當廣泛，未來新型的纖維素纖維還將在醫用敷料領域發揮更大的作用。

1.3 膠原蛋白

膠原蛋白是構成細胞外基質的主要物質，其生物相容性好，可被機體降解吸收，同時為創面修復提供支持[34]，在傷口愈合期間可以減少過多的蛋白酶活動，幫助傷口愈合[35]，有利于細胞的爬行和增殖。膠原蛋白是哺乳動物體內含量最多、分布最廣的一類蛋白，且與組織器官功能聯系緊密[36]。

目前膠原蛋白纖維的制備方式較單一，常用技術為靜電紡絲技術。例如，以六氟異丙醇為溶劑制備聚乳酸-聚乙二醇/膠原蛋白納米纖維，其纖維平均直徑為250 nm，擁有較高的孔隙率[37]。但膠原蛋白自身的降解速度快，強度低[38]，需要進一步處理，較為常用的方法是制備復合纖維。將聚己內酯和膠原蛋白靜電紡絲，制備的復合纖維可負載腸桿菌噬菌體T4，具有很好的拉伸強度[39]。此外，還可通過交聯彌補這一不足，常使用的交聯劑包括化學交聯劑戊二醛、植物化合物種子多糖及肉桂等[40]。膠原蛋白還具有一定的免疫原性，可以通過使用戊二醛等阻斷其具有抗原性的側基、將膠原蛋白制成明膠使蛋白質分子分解為肽、去除芳香族自由基等方式降低其免疫原性[1]。

1.4 絲素蛋白

絲素蛋白，主要由非極性氨基酸組成，不溶于水，生物相容性好且無毒性，在體內外均表現出可促進細胞增殖分化的作用，有利于傷口創面的愈合。良好的可降解性、柔韌性及透水透氣性使其具有作為醫用敷料的天然優勢[41]，被廣泛用于各種急性慢性傷口修復[12]。

雖然絲素蛋白在傷口創面修復中具有很大的潛力，但應用中仍存在很多問題。如靜電紡絲時，溶解絲素蛋白的溶劑六氟異丙醇具有一定的毒性，且僅靠單一的絲素蛋白纖維難以滿足創傷修復的要求，其抗菌性和本身力學性能也有待進一步加強[42]。目前常采用制備復合敷料的方法進行改進，以提高創傷修復效果，如雙層纖維膜敷料、纖維凝膠復合敷料等[43]。

一般來說，絲素蛋白纖維可通過自組裝、濕法紡絲、干法紡絲、靜電紡絲等方法制備，較多的研究均集中在濕法紡絲和靜電紡絲上。由靜電紡絲制備的絲素納米纖維醫用敷料透氣性良好，可促進傷口的愈合[44]，但由靜電紡絲制備的纖維通常是水溶性的，需要交聯才可應用，且力學性能較差，而采用纖維層層自組裝改性可以一定程度上提高絲素蛋白纖維的力學性能[45]。Zhang等[46]使用濕法紡絲制備了微米級多糖和絲素蛋白混合的纖維，多糖的羥基和絲素蛋白的氨基之間形成氫鍵，在具有良好生物相容性的同時還具有良好的力學性能，適于制備醫用敷料。

總之，將絲素蛋白纖維有效處理，開發出高修復性、多功能化的醫用敷料是未來的發展方向之一。然而還需要進一步探索絲素蛋白的作用機制，并有效解決創傷修復的安全性和普適性問題。

1.5 海藻酸

海藻酸纖維具有良好的吸濕性能[47]，可有效吸收傷口滲液，保持適宜傷口愈合的環境，有效避免二次感染。海藻酸不溶于水，在一定程度上限制了其應用；但海藻酸鹽是水溶性的，而且海藻酸鹽纖維同樣具有良好的液體吸收能力[48]，因此，這類纖維受到了越來越多的關注，有望廣泛應用于醫用敷料領域。

有許多方法可用于制備海藻酸鹽纖維，通過混紡，可強化材料的優良性能，彌補纖維自身的劣勢。王建坤等[49]將海藻酸鈣纖維與棉纖維混紡，有效提高了纖維的可紡性，解決了紡紗過程中海藻酸鈣纖維抱合力弱的問題。房乾等[50]采用濕法紡絲將海藻酸鹽制成纖維，然后通過針刺工藝制備海藻纖維/粘膠/滌綸纖網新型復合醫用敷料,其具有高的液體吸收量和透濕量，可促進傷口愈合，并緩解敷料揭除時的疼痛感。

用濕法紡絲方法制備的海藻酸鹽纖維的力學性能欠佳，但通過添加氧化石墨烯可明顯提高纖維的強度[51]，且對細胞無毒。靜電紡絲也是制備海藻酸鹽纖維的方法之一，海藻酸自身的可紡性欠佳，但可將具有良好可紡性的聚乙烯醇與具有良好吸濕性、生物相容性及止血功能的海藻酸鈉纖維復合，制備出功能性醫用敷料。該材料可以為細胞的生長提供良好的支持，且細胞的黏附和增殖情況良好，使傷口愈合期間的炎癥反應有所減輕[52]。

1.6 透明質酸

透明質酸是一種天然非免疫性線性聚陰離子多糖，其生物相容性和在人體中的生物可降解性好，具有非免疫性、靶向性、高持水性和黏彈性，在生理條件下通常會以鈉鹽聚電解質形式存在。透明質酸廣泛用于生物醫藥領域，其可以吸收傷口滲液，為細胞的爬行和遷移提供支持，在傷口愈合過程中，透明質酸可促進傷口再生，有利于皮膚修復重建[53]。

利用靜電紡絲技術可將透明質酸制備成纖維形貌，有效發揮其促進細胞爬行遷移的優勢，所得到的納米級透明質酸纖維膜平均厚度為0.041 cm[54]。但單一透明質酸的自身穩定性差，限制了其進一步應用，且透明質酸溶于水時由于反離子的存在會導致其水溶液黏度增加，鏈纏結不充足，為確保穩定性，常溶解于有毒有機溶劑中。為解決這一問題，可通過添加聚乙烯醇和羥丙基-β-環糊精實現在水溶劑下制備[55]。將透明質酸與其他化合物混合，可提高材料的力學性能。將姜黃素、尿素、透明質酸混合通過靜電紡絲技術制備纖維，其直徑大約為298 nm，拓寬了透明質酸作為纖維在敷料方面的應用[56]。除靜電紡絲外，通過逐層組裝技術也可制備含有透明質酸的纖維醫用敷料[57]。

2 生物質纖維醫用敷料的功能化應用

2.1 抗菌消炎

傷口感染是阻礙傷口正常愈合過程的主要障礙之一，感染會延長炎癥反應，阻礙再上皮化和膠原蛋白的合成，并延遲愈合過程，從而增加住院時間和治療費用，而具有抗菌活性的醫用敷料成為重要的解決途徑。

殼聚糖/甲殼素類醫用敷料因其良好的抗菌性能，在抗菌敷料領域一直受到研究人員的廣泛關注[11,58-59]。隨著科技的發展，甲殼素和殼聚糖微/納米纖維的制備成為可能，賦予了其更廣的應用空間，也有利于抗菌醫用敷料的進一步發展[60]。Abdel-Mohsen等[61]從裂褶菌中提取了一種甲殼素/殼聚糖-葡聚糖的復合物，并將其溶解在預冷的堿尿素體系中，并通過干噴-濕法紡絲技術制備了非織造超細纖維膜。該纖維直徑從幾十微米到幾百微米不等，與普通殼聚糖纖維相比，無需交聯劑即可獲得高孔徑和孔隙率，且形態均一，可作為三維支架結構材料?？咕鷮嶒灲Y果表明，該敷料對革蘭氏陽性菌的抗菌活性明顯優于革蘭氏陰性菌，說明帶正電的殼聚糖發揮了重要的抗菌作用。目前，關于殼聚糖衍生物的研究也趨于成熟，已知具有季銨基的殼聚糖衍生物對細菌和真菌具有較高的功效。Ignatova等[62]制備了含殼聚糖季銨鹽的光交聯納米纖維膜，可以有效抑制革蘭氏陽性菌和革蘭氏陰性菌的生長，表明了該材料作為抗菌醫用敷料的潛力。

除了直接制備甲殼素/殼聚糖纖維用于醫用敷料，利用具有抗菌能力的物質對生物質纖維進行改性賦予其抗菌能力，是應用生物質纖維解決傷口感染的另一種思路。Ma等[45]利用帶正電的殼聚糖與帶負電的絲素蛋白之間的靜電力作用，在絲素蛋白納米纖維表面負載殼聚糖，實現了納米纖維膜抗菌能力從無到對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌98%以上抑菌率的跨越，既保留了絲素蛋白纖維優良的生物相容性，又在一定程度上降低了該材料應用于醫用敷料時受到污染的風險。一些無機物，如銀、四氧化三鐵、二氧化鈦和氧化鋅制成的納米顆粒，可以作為與生物質納米纖維結合的抗菌劑。例如，Cai等[63]開發了殼聚糖/明膠雜化納米纖維，并通過添加四氧化三鐵納米顆粒來增強力學性能，這種納米復合材料策略形成了具有高魯棒性和抗菌功能性的納米纖維敷料。然而，納米顆粒的團聚及其在納米纖維中的保存是該類材料應用于人體的2個瓶頸，因為其可能會降低該類納米復合材料體系的抗菌性能。納米顆粒在納米纖維表面的沉積還可能導致它們被釋放到人體中，到達內部敏感器官、改變細胞生化途徑，并產生副作用[9]。海藻酸纖維自身的抗菌性與醫用敷料的抗菌標準存在差距，也需要在制備過程中添加部分抗菌成分[64]。王海樓等[65]制備的載銀海藻酸鈣纖維水刺非織造布對金黃色葡萄球菌和大腸桿菌的抑制效果良好；Miraftab等[66]制備的海藻酸鈉/碳酸銀/車前草復合纖維，具有持久有效的抗菌性能及緩慢的銀釋放率，其作為敷料的效果可達到市售級的敷料水平。

生物質纖維的抗菌屬性可以由抗菌生物質原料纖維自帶，也可以通過在生物質纖維上負載其他抗菌組分賦予。無論何種方式，其最終目的就是構建既具有抗菌性能，又具有良好生物相容性的生物質纖維醫用敷料，以促進傷口愈合和減少炎癥發生。

2.2 藥物遞送

傷口愈合的過程復雜，包括止血、血管生成和恢復皮膚屏障功能。這些過程的正常發生需要生長因子和細胞因子的存在，然而，在某些情況下，這些因子沒有充分存在或轉化信號沒有顯著上調，可能導致愈合過程脫離其正常的級聯或完全停止。生長因子、細胞因子、抗菌劑、蛋白質、小分子和生物活性藥物等可以提高傷口愈合速度，與全身給藥相比，這些藥物在傷口的局部給藥更有利于傷口愈合。這是因為局部給藥可以降低藥物的毒性或減少給藥次數等[67]。藥劑學和微/納米技術的發展使研究人員能夠制造藥物傳遞系統，控制藥物在傷口環境中的釋放，或直接將藥物遞送到愈合組織或細胞中，使傷口愈合過程趨于正常[68]。

Scheneider等[69]利用靜電紡絲技術開發了負載表皮生長因子的絲素蛋白納米纖維膜用于促進傷口修復，其具有良好的強度、優異的生物相容性和易于控制的膜結構。被摻入絲素蛋白纖維中的表皮生長因子隨著時間緩慢釋放，170 h內的釋放量僅為25%，表皮生長因子的加入大大縮短了愈合時間，證實該材料具有應用于慢性不愈合傷口的潛力。進一步，Miguel等[70]制備了一種雙層納米纖維敷料。其中頂層為絲素蛋白與聚己內酯的混紡膜，以模擬表皮的致密性和防水能力;底層為仿生真皮的絲素蛋白與透明質酸纖維膜，并在其中負載了百里香酚。這種雙層膜敷料具有適合愈合過程的孔隙性、潤濕性、力學性能和生物相容性，百里香酚的加入有效提高了材料的抗氧化和抗菌能力，提升了其在傷口修復中的適應性。

利用靜電紡絲制備納米纖維的技術已趨向成熟，但是在醫用敷料應用中仍存在瓶頸，特別是在制備生物質納米纖維時，低毒性的溶劑體系一直是難題，例如絲素蛋白、甲殼素、醋酸纖維靜電紡絲技術常常需要利用六氟異丙醇、丙酮等有機溶劑來溶解，雖然可以通過后續處理使殘留溶劑揮發，但其制備過程仍然存在風險。為此，已有研究人員致力于開發無毒溶劑體系來制備生物質纖維敷料，Seon-lutz等[71]以純水為溶劑制備了具有生物相容性的不溶性透明質酸基納米纖維，并以非甾體抗炎藥萘普生為模型藥物，探討了透明質酸基納米纖維在水溶液或超臨界二氧化碳下對藥物的負載情況。結果表明，該納米纖維膜在幾天內顯示出有規律的藥物釋放，且沒有失去纖維結構，促進了安全的功能性醫用敷料的發展。

2.3 滲液管理

使用常規的醫用敷料通常會導致敷料與傷口之間的傷口滲出物過度殘留，愈合的首要任務是管理傷口的滲出液，因為過多的滲出物會使傷口過度水化，從而不利于傷口的愈合，因此，具有耐液態水和透濕、透氣性能的柔性納米纖維膜在醫用敷料中越來越受到關注。從本質上講，具有隨機取向纖維的納米纖維膜具有通孔結構，允許濕氣從傷口中逸出；此外，小孔徑和可調節的親水性保證了納米纖維膜的防水性。靜電紡纖維的高表面積允許滲出物積累，而相互連接的納米孔允許氣體滲透。Li等[72]制備了一種具有不對稱潤濕性的多尺度復合納米纖維膜，將絲素蛋白和聚己內酯通過靜電紡在多巴胺處理的親水聚乙烯醇納米纖維膜表面形成多尺度疏水納米纖維，形成單向水傳導的不對稱可潤濕性復合膜。該復合膜有助于清除傷口上的滲液，有利于醫用敷料的單向水傳導。Adeli等[73]制備了聚乙烯醇/殼聚糖/淀粉納米纖維膜，然后將制備的納米纖維膜交聯以提高耐水性，并優化生物降解率。由其制成的敷料具有適當的孔隙率和平衡的吸水率及水蒸氣傳輸速率，可有效地處理傷口滲出物，為傷口提供合適的潮濕環境。

除了在生物質纖維材料結構上改進外，亦有生物質原料改性以提高材料吸濕性的研究。纖維素結構中有較多的極性基團，可吸收傷口滲出物，多孔的結構有利于增加透氣性，但其遇水后溶脹度不高，這也是纖維素用于制備傳統敷料的不足。經過功能化處理后，纖維素衍生物吸濕性提高。例如，通過氯乙酸處理纖維素纖維可以制備羧甲基纖維素纖維，其可以吸收大量的傷口滲出液，同時在傷口上形成一個適合創面愈合的潮濕環境[74]。

生物質原料(如海藻酸鈉、殼聚糖等)的吸濕能力，可以賦予其纖維材料在傷口處理中的滲液管理能力。同時，還可以通過設計生物質纖維敷料的特殊結構，利用原料屬性與結構特點協同促進材料吸水透濕能力，使其更加趨近理想敷料的要求。

2.4 組織替代

傳統醫用敷料的主要作用是保護傷口，為促進傷口愈合提供良好的環境，然而，這些產品不能替代丟失的組織，如嚴重受損的真皮組織[75]。組織工程皮膚替代品目前正在發展為一個潛在的解決方案，逐漸成為治療全皮膚損傷的一種有效選擇[76-78]。這些替代品可以與細胞一起接種以形成工程皮膚，也可以植入細胞內以招募局部細胞并促進其生長。組織工程皮膚替代品能夠通過在傷口上提供一個安全的覆蓋物來實現皮膚的生物功能，其易于處理，還可以減少愈合過程中患者的疼痛和不安。作為皮膚移植物的生物材料應具有兼容性、可生物降解性、細胞相容性，并應符合皮膚組織的物理化學特性。由可生物降解的納米纖維支架組成的組織工程皮膚移植物正在得到廣泛的研究，因為它們具有一些獨特的優勢，膠原蛋白、透明質酸、殼聚糖等生物活性物質的應用已成為該領域目前研究的重點[67,79]。

在過去的幾十年里，皮膚組織工程應用的功能性生物替代品的開發已經取得了一些進展。目前，智能細胞外基質模擬支架通過誘導細胞-基質通信、組織重塑和體內平衡，發展成為一種有前景的范例。通過靜電紡絲技術開發的生物質納米纖維材料，可以模擬細胞外基質中天然膠原纖維的結構。由于膠原纖維在維持皮膚組織的完整性和強度方面發揮著關鍵作用，靜電紡絲產品可以提供一個仿生的納米纖維結構支架，以促進傷口愈合[80]。然而，靜電紡天然膠原納米纖維的力學性能差、酶降解控制弱，造成了支架的不穩定性，是阻礙其應用的顯著缺點[81]。

除了膠原蛋白納米纖維外，多糖基納米纖維也被廣泛用于皮膚組織的替代研究中。Noh等[82]的研究表明：在甲殼素納米纖維支架上，正常人類成纖維細胞和角質形成細胞顯示出了良好的附著和擴散行為，而I型膠原蛋白涂層可以進一步提高納米纖維支架對細胞附著和增殖的支持有效性；甲殼素納米纖維支架在大鼠皮下移植中在28 d內完全降解，無任何炎癥反應，說明了甲殼素納米纖維在尺度上的優勢有利于其應用于皮膚替代物支架。同時，已有研究證實了殼聚糖-聚乙烯醇納米纖維具有良好的細胞相容性，并能促進體內傷口愈合[83-84]；且由于殼聚糖的抗菌特性和明膠的細胞黏附特性，殼聚糖-明膠混合物的納米纖維支架也被認作皮膚再生的潛在支架[85]。另外，Singh等[86]開發了一種仿生κ-角叉菜膠包覆的醋酸纖維素三維納米纖維支架，可促進皮膚細胞外基質的形成。κ-角叉菜膠是一種天然的硫酸化藻類多糖，與皮膚細胞外基質的天然葡萄糖氨基多糖非常相似。此外，靜電紡醋酸纖維素納米纖維類似于細胞外基質的三維納米形貌結構。在涂層形式下，κ-角叉菜膠可以在納米纖維支架上提供細胞功能所需的生化條件，從而模擬皮膚細胞外基質的天然三維微環境。

由于生物質原料的生物相容性、生物降解性和與人體識別大分子的相似性，其被廣泛用于組織工程皮膚替代品中。生物質纖維，尤其是納米纖維結構，因其可以模擬皮膚細胞外基質而更具優勢。但是人體皮膚組織結構復雜、功能特殊，目前關于組織替代的研究還達不到真正替代的目的，仍需依賴工程技術的進一步發展。

3 展 望

傷口修復是一個受多種因素影響的生理過程，其復雜性往往會導致一些不確定性，如傷口愈合緩慢、繼發性感染和炎癥等。生物質纖維材料是一種很有應用前景的醫用敷料材料，因其具有良好的生物相容性和優異的結構特點，可以為傷口營造適宜的愈合環境。盡管對生物質纖維醫用敷料開發的研究由來已久，但值得注意的是，已批準的傷口護理治療產品很少。尤其在國內市場上，具有自主知識產權的功能性醫用敷料產品屈指可數。雖然目前的制造技術顯現出許多優點，但生物質纖維材料的制備和應用仍存在一些限制，包括原料的純度、溶劑的選擇等。例如：甲殼素自身含有微量蛋白極難去除，有可能引起免疫反應，如何有效地進一步降低甲殼素中的蛋白質含量，提高敷料的普適性關系著甲殼素纖維敷料未來的發展，也是亟待解決的問題之一。另外，生物質纖維材料的力學強度也使其發展受限，目前需要與一些合成高分子結合或引入交聯劑來改善這些問題，但仍需探索更加簡易安全的方法。目前，單一的纖維敷料已不再滿足人們的需求，將生物質纖維與其他形式的材料結合，如多層膜復合材料、纖維復合水凝膠、纖維氣凝膠等，既可以保留生物質纖維的優良特性，還將更有利于其對不同傷口的定制化處理。