基于再生纤维素皮肤修复材料的制备及其性能

doi:10.3969/j.issn.2095-4344.2015.38.006

摘要/Abstract

摘要：

背景：再生纤维素膜具有很好的吸湿性和机械强度且生物降解性优良，但其韧性较差，有研究结果表明再生纤维素膜干膜的伸长率不足15%。
目的：制备复合型2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜，并检测其机械性能、溶胀性能、透湿性和保水率等性能。
方法：采用高碘酸钠氧化改性制备2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜，采用红外光谱和扫描电子显微镜观察其形态结构，并检测其机械性能、溶胀性能、透湿性和保水率，同时以再生纤维素膜、2，3-二醛纤维素膜为对照；将对数生长期小鼠胚胎成纤维细胞株接种于2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜上培养，1，3，5 d后采用MTT法检测细胞增殖。
结果与结论：红外光谱证实胶原蛋白成功固化到2，3-二醛纤维素膜表面；扫描电镜显示，2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜具有疏松的多孔结构，胶原蛋白的固定使材料表面部分具有多孔网络结构，孔隙率为93.4%。2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜的机械性能、溶胀率、透湿性均强于2，3-二醛纤维素膜、再生纤维素膜(P < 0.05)，3组之间保水率差别不大。小鼠胚胎成纤维细胞在再生纤维素/胶原蛋白膜表面黏附紧密，形态伸展并呈现出不断增殖的趋势。表明2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜具有良好的机械性能、溶胀性能、透湿性及保水率，以及细胞相容性。

中国组织工程研究杂志出版内容重点：生物材料；骨生物材料; 口腔生物材料; 纳米材料; 缓释材料; 材料相容性；组织工程

关键词: 生物材料, 材料相容性, 再生纤维素, 胶原蛋白, 伤口敷料, 细胞相容性

Abstract:

BACKGROUND: The regenerated cellulose membrane has good moisture absorption and mechanical strength as well as good biodegradability, but its toughness is poorer. Studies have shown that the dry film of regenerated cellulose membrane has a poor elongation rate that is less than 15%.
OBJECTIVE: To prepare the compound regenerated cellulose membrane/collagen membrane, and to test its mechanical properties, swelling properties, moisture permeability and water retention.
METHODS: Using sodium periodate oxidation method, the 2,3-dialdehydecellulose/collagen membrane was prepared. Infrared spectroscopy and scanning electron microscope were used to observe the morphological structure, and test its mechanical properties, swelling properties, moisture permeability and water retention. Meanwhile, the regenerated cellulose membrane and 2,3-dialdehydecellulose membrane served as controls. Fibroblasts from logarithmic phase mouse embryos were seeded onto the 2,3-dialdehydecellulose/collagen membrane, and after 1, 3, 5 days, MTT method was used to detect cell proliferation.
RESULTS AND CONCLUSION: Infrared spectra showed that the collagen was cured to the surface of 2,3-dialdehydecellulose membrane. Under the scanning electron microscopy, the 2,3-dialdehydecellulose/ collagen membrane had loose porous structure, with a porosity of 93.4%. The mechanical properties, swelling rate and moisture permeability of the 2,3-dialdehydecellulose/collagen membrane were significantly stronger than those of the 2,3-dialdehydecellulose membrane and regenerated cellulose membrane (P < 0.05). However, there was no difference in the water retention rate among the three groups. Mouse embryonic fibroblasts tightly adhered to the surface of regenerated cellulose/collagen membrane, and presented a proliferative trend. These findings indicate that the 2,3-dialdehydecellulose/collagen membrane has good mechanical properties, swelling property, moisture permeability, water retention, and cytocompatibility.

中国组织工程研究杂志出版内容重点：生物材料；骨生物材料; 口腔生物材料; 纳米材料; 缓释材料; 材料相容性；组织工程

Key words: Biocompatible Materials, Cellulose, Biological Dressings

中图分类号:

R318

邓立欢. 基于再生纤维素皮肤修复材料的制备及其性能[J]. 中国组织工程研究, 2015, 19(38): 6098-6103.

Deng Li-huan. Regenerated cellulose materials for skin repair: preparation and performance[J]. Chinese Journal of Tissue Engineering Research, 2015, 19(38): 6098-6103.

图/表（结果） 2

2.1 不同材料的红外图谱结果对再生纤维素膜、2，3-二醛纤维素膜与2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜进行红外测试，红外图谱见图1。经高碘酸钠氧化的2，3-二醛纤维素膜(图1b)在1 723 cm-1处出现了一个新的较弱醛基特征吸收峰，来自被氧化成二醛纤维素。在2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜红外图谱(图1c)中，1 723 cm-1处的吸收峰消失，而在1 647，1 540 cm-1处出现了两个亚胺特征吸收峰，其中1 647 cm-1处的席夫碱C-N 吸收峰被1 639 cm-1处水的特征吸收峰所覆盖^[29]。表明胶原蛋白已经成功固化到2，3-二醛纤维素的表面。
2.2 不同材料的扫描电镜图从再生纤维素膜、2，3-二醛纤维素膜与2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜的扫描电镜图中可以看出，再生纤维素呈多孔网络结构，孔之间连接的纤维素较少且孔径较大孔(图2A)，孔隙率为71.5%；经高碘酸钠氧化的2，3-二醛纤维素虽然也呈多孔结构，但网孔结构变得更为紧凑(图2B)，孔隙率为88.2%；2，3-二醛纤维素/胶原蛋白表面的孔隙率和孔径较再生纤维素和2，3-二醛纤维素明显降低(图2C)，孔隙率为93.4%。
2.3 不同材料的机械性能 3种膜的机械性能测试结果见表1。与再生纤维素膜相比，2，3-二醛纤维素膜的机械性能有所降低，原因可能是纤维素内部结构遭高碘酸钠氧化破坏，聚合度降低，从而降低了其机械性能。而及2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜的机械性能较2，3-二醛纤维素膜明显提高(P < 0.05)，这可能由于胶原蛋白固化后纤维素内部结构修复，加之胶原蛋白的特性使得复合材料机械性能显著提高。

2.4 不同材料的溶胀性、透湿性及保水率比较结果显示，再生纤维素膜、2，3-二醛纤维素膜及2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜的溶胀率分别是96.8%、140.6%、182.5%，在前1 h都能快速吸收溶胀并达到自身溶胀平衡，2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜溶胀率明显高于其他2种膜；临床要求膜材透湿量为480-720 g/(m2•d)，3种材料的水蒸汽透过率分别是634.4，607.3，710.4 g/(m2•d)，均能达到临床对膜材的要求；5 d后3种材料的保水率分别是19.3%、20.5%、22.1%，3种材料的保水率差别不大，见表2。
2.5 2，3-二醛纤维素/胶原蛋白复合材料的生物相容性培养1，3，5 d后的细胞吸光度值分别为0.18，0.22，0.26，表明随着时间的延长，复合材料上的细胞增长趋势良好，说明胶原蛋白能提高2，3-二醛纤维素/胶原蛋白的生物相容性。
2.6 2，3-二醛纤维素/胶原蛋白复合材料的醛基含量测定本实验通过盐酸羟胺反滴法测得的不同浓度氧化剂、不同时间2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜的醛基含量见表3所示，显示不同氧化剂浓度、不同反应时间对2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜的醛基含量有一定的影响。

参考文献

[1] 杨建义,张国李,刘文松,等.自体椎板骨块作为椎体间融合材料在椎弓根钉内固定治疗椎体滑脱症中的应用[J].中国实用医刊, 2010,37(19):75-76.

[2] 檀臻炜,姚一民,匡红,等.经椎弓根植入生物人工材料骨诱导人工骨加内固定治疗骨质疏松性胸腰段骨折[J].中华创伤杂志,2012, 28(6):505-508.

[3] 袁振超,陈远明,陈锋,等.腰椎滑脱症椎间植骨融合中3种植骨材料的远期效果对比[J].中国组织工程研究,2013,17(16): 3033-3040.

[4] 贺欣,郝定均,贺宝荣,等.两种植骨方式及材料治疗腰椎滑脱的疗效比较[C].//中华医学会第十二届骨科学术会议暨第五届COA学术大会论文集,2010:6-10.

[5] 莫楚鸿,谭建基,唐灿锐,等.钛金属后路椎弓根钉棒内固定系统联合椎间植骨治疗腰椎滑脱:5年同一科室36例随访[J].中国组织工程研究与临床康复,2010,14(13):2429-2432.

[6] 李健,张振山,杨波,等.腰椎后路椎弓根钉置入并自体颗粒骨打压植骨治疗下腰椎结核[J].中国组织工程研究与临床康复,2011, 15(39): 7315-7318.

[7] 闫景龙,奚春阳,张志鹏,等.新型腰椎后路植骨方法的临床应用及近期疗效观察[J].中华外科杂志,2014,52(10):750-753.

[8] 张宏其,王昱翔,郭超峰,等.分期后路融合内固定前路病灶清除椎间植骨治疗儿童腰椎结核伴后凸畸形[J].中国脊柱脊髓杂志, 2010, 20(10):820-824.

[9] 王诗军,李钰婷,李淳德,等.腰椎椎弓根钉内固定植骨融合术中伤口周围注射罗哌卡因复合液的镇痛效应[J].中国组织工程研究, 2014, 18(48):7769-7774.

[10] 张莹,初同伟,张超,等.一期后路椎管减压、椎间植骨内固定术治疗胸、腰椎爆裂性骨折的临床观察[J].重庆医学,2012,41(20): 2038-2040.

[11] 叶青,黄武,贺云松,等.后路复位结合“H”形植骨棘突回植重建椎管结构治疗胸腰椎骨折[J].中华创伤杂志,2014,30(6): 530-534.

[12] 孙君超,肖荣驰,欧俊,等.不同植骨材料诱导兔腰椎横突间的融合[J].中国组织工程研究,2012,16(25):4586-4590.

[13] 王磊磊,金格勒,任龙龙,等.不同植骨材料在腰椎融合过程中的应用及转化生长因子β的表达[J].中国组织工程研究与临床康复, 2011, 15(16):2885-2888.

[14] 羊明智,彭立军,胡文凯,等.一期后路病灶清除植骨选择性病椎置钉内固定术在相邻多个胸腰椎结核中的应用[J].现代医药卫生,2013, 29(15):2287-2288,2290.

[15] 宋楹卓.三种植骨材料在脊柱后侧融合中作用的实验研究及自体髂骨植骨在枕颈融合中的临床研究[D].第四军医大学,2012.

[16] 杨曦,宋跃明,刘浩,等.前路减压n-HA/PA66支撑植骨内固定治疗胸腰椎爆裂骨折的近期临床效果[J].中国脊柱脊髓杂志,2011, 21(11): 885-889.

[17] Wang Y,Owoc JS,Boyd SK,et al.Regional variations in trabecular architecture of the lumbar vertebra: Associations with age, disc degeneration and disc space narrowing.Bone. 2013;56(2):249-254.

[18] 陈勇忠,王剑火,张朋,等.含链霉素医用硫酸钙人工骨修复胸腰椎结核骨缺损[J].中国组织工程研究,2014,18(21):3287-3292.

[19] 李健,钟志宏,张平,等.椎弓根螺钉置入内固定联合自体颗粒骨移植治疗退行性腰椎病变[J].中国组织工程研究与临床康复,2010, 14(13):2421-2424.

[20] Wegrzyn J,Roux JP,Farlay D,et al.The role of bone intrinsic properties measured by infrared spectroscopy in whole lumbar vertebra mechanics: Organic rather than inorganic bone matrix?Bone.2013;56(2):229-233.

[21] 刘晓晨,贾文霄,邓伟,等.MR动态增强扫描对兔腰椎植骨融合术后的血管化监测[J].临床放射学杂志,2011,30(5):738-741.

[22] 朱泽章,毛赛虎,赵清华,等.纳米人工骨椎间融合术在前路内固定治疗特发性胸腰椎或腰椎侧凸中的应用[J].中华外科杂志,2012, 50(8):709-713.

[23] Li H,Na W,Jiang Y,et al.Percutaneous nephrolithotomy versus ureteroscopic lithotomy for large (>15 mm) impacted upper ureteral stones in different locations: Is the upper border of the fourth lumbar vertebra a good indication for choice of management method?J Endourol.2013;27(9):1120-1125.

[24] 陈波,刘云华,张宏斌,等.前路病灶清除植骨内固定术治疗胸、腰椎结核[J].临床骨科杂志,2011,14(1):11-11,14.

[25] 钟志宏.后路自体颗粒骨打压植骨腰椎椎体间融合内固定的生物力学及临床研究[D].广州医学院,2010.

[26] 万标林,梁伟国,王斌,等.自体椎板关节突柱状植骨融合治疗腰椎退行性疾病的疗效分析[J].中国矫形外科杂志,2012,20(11):964-967.

[27] Wang Y,Bünger CE,Zhang Y,et al.Lowest instrumented vertebra selection in Lenke 3C and 6C scoliosis: What if we choose lumbar apical vertebra as distal fusion end?Eur Spine J.2012; 21(6):1053-1061.

[28] 朱瑜琪,王金荣.腰椎融合及植入物内固定后滑脱腰椎的椎体稳定性[J].中国组织工程研究,2013,17(35):6339-6344.

[29] 罗军,肖荣驰.复合人工骨用于兔腰椎横突间植骨的生物学评价[J].中国基层医药,2011,18(1):1-3.

[30] 孟新文,边江,禹晓东,等.两种不同内固定材料和植骨材料治疗胸腰椎椎体骨折的疗效分析[J].西北国防医学杂志,2011,32(2): 118-119.

[31] Garo A,Arnoux PJ,Wagnac E,et al.Calibration of the mechanical properties in a finite element model of a lumbar vertebra under dynamic compression up to failure.Med Biol Eng Comput.2011;49(12):1371-1379.

[32] 肖荣驰,李强,唐志宏,等.三种椎间植骨材料治疗腰椎滑脱的比较研究[J].中国修复重建外科杂志,2007,21(5):453-456.

[33] 史晓林,刘清阁,张昊,等.不同植骨材料重建伤椎修复胸腰椎爆裂骨折：验证植骨愈合[J].中国组织工程研究,2014,18(39):6233-6239.

[34] 任东林,林飞,胡天翼,等.三种腰椎后路椎间融合植骨材料的临床对比研究[J].脊柱外科杂志,2013,11(1):13-18.

[35] 李洪彬,范剑波,向登,等.腰椎后路钉棒系统结合椎间植骨融合治疗腰椎滑脱62例[J].重庆医学,2009,38(16):2069-2070.

[36] 许峰,韦江波.后路椎间环锯加盖植骨融合法治疗腰椎管狭窄症[J].实用骨科杂志,2010,16(9):674-676.

[37] 傅万有,闫占明,吕福润,等.不同术式治疗腰椎间滑脱症的疗效分析[J].颈腰痛杂志,2002,23(4):312-314.

[38] 张正丰,周跃,王建,等.后路椎体切除减压椎间植骨融合椎弓根螺钉内固定术治疗严重胸腰椎旋转骨折脱位[J].中华创伤杂志, 2010, 26(1):32-35.

[39] 山富彦.不同植骨材料联合钉棒系统在胸腰椎结核植骨融合术的应用和比较[J].实用医学杂志,2012,28(14):2416-2418.

[40] 张平德.不同自体植骨材料在不同植骨融合术腰椎滑脱患者中的对比分析[J].检验医学与临床,2013,10(15):1957-1958,1960.

引言

皮肤是人体最大的器官，也是人体的第一道屏障，主要承担保护人体组织、器官，感觉冷热、压力及排汗等功能^[1-2]。当人体皮肤受到损伤时，会造成人体新陈代谢紊乱、免疫失调、电解质平衡失调等一系列生理病理的变化，严重的会导致休克，甚至会危及生命^[3]。故当人体皮肤受到伤害时，需要应用一种较好的临时替代物来保护受损的皮肤，防止感染，并能为伤口愈合提供有利的环境。在所有的修复材料中自体皮无疑是最佳的一种修复材料，其不会产生各种免疫反应，并且能很好地促进组织细胞愈合，但受其来源的限制，只能用于小面积皮肤修复，损伤面积较大时还需要使用其他修复材料，如敷料、人工皮肤等^[4-5]。
皮肤修复材料的发展经历了由传统敷料到新型天然高分子材料的漫长研究历程^[6-7]。随着组织工程学的发展和新型皮肤组织修复材料的开发应用，人们逐渐发现不能仅靠单一的材料解决不同伤口的修复^[8]。在伤口愈合过程中，传统敷料如纱布、绷带等具有一系列缺陷，如保湿性能差、创面粘连揭除时容易造成机械损伤、容易造成伤口感染、无愈合促进作用等，所以有必要开发性能更为优良的复合材料代替传统的敷料^[9-10]。1992年，Morison提出理想的敷料应具有以下特点：无黏性和毒性，保温，不过敏，舒适，使用方便，不需要频繁更换，物美价廉，可阻碍细菌入侵，可除去渗液并保持伤口湿润，可长期保存，可促进创面修复^[11-12]。目前认为理想的敷料应满足3方面的需求：生物学、患者、医务人员及管理人员^[13]。随着对敷料研究的深入，人们研制了各种新型敷料，常用的主要有纤维素类、薄膜类、水胶体、藻酸盐类、泡沫类及水凝胶等[14-16]，这些敷料各有特点，使用时应根据伤口的大小、深度及周围皮肤情况选择合适的敷料^[17]。
纤维素是一种可再生资源，是由β-D-葡萄糖组成的一种无分支大分子直链聚合物，具有高结晶度、高持水性、高抗张强度及良好的生物学特征[18]。研究证实作为一种新型材料，纤维素具有良好的生物学活性和适应性，可较好地促进伤口愈合。以纤维素为原材料制成的敷料在皮肤修复方面应用广泛^[19-22]。虽然临床应用的皮肤修复材料种类较多，但没有一种可以用于不同种类的皮肤伤口修复，故研究制备一种能满足不同创面修复要求的材料是皮肤修复领域研究的热点^[23-24]。再生纤维素膜有很好的吸湿性和机械强度，且生物降解性优良，但其韧性较差，研究结果表明再生纤维素膜干膜的伸长率不足15%[25-26]。为弥补这一不足，前期进行了很多研究，有些已用于临床，如Biofill、Gengiflex等，这些产品保湿性好，可预防伤口感染且能促进伤口愈合，但缺点也很明显，如合成型的硅胶无生物活性，可能会引起炎症反应和排斥反应；胶原蛋白的力学性能差，极易被酶解^[27]；纤维素制成的敷料在延迟伤口收缩、促进细胞增殖分化、促进伤口修复方面不如胶原蛋白有效^[28]。本实验针对上述产品的不足，基于再生纤维素的高水合度和机械强度及良好的透气性，结合胶原蛋白良好的生物相容性及生物降解性，采用席夫碱反应制备复合型再生纤维素/胶原蛋白新型敷料，评估其在伤口敷料、组织工程皮肤支架材料中的应用潜能。

材料方法

1.1 设计观察实验。
1.2 时间及地点实验于2014年5月至2015年1月在惠州市第三人民医院实验室完成。
1.3 材料棉短绒(α-纤维素≥95%，25 ℃时均分子质量为10.7×104)购自新疆光大山河化工科技有限公司；胶原蛋白(Mw≥29.8 ku，纯度> 98%)购自北京太爱生物工程技术有限公司；高碘酸钠、乙二醇、盐酸羟胺购自天津凯通化学试剂有限公司；DMEM培养基购自北京北方同正生物技术发展有限公司；小鼠胚胎成纤维细胞株(NIH-3T-3)购自中国科学院上海细胞库；MTT 购自美国Sigma-Aldrich公司；其他试剂均购自国药集团(上海)化学试剂有限公司；Nicolet 5700红外光谱仪(美国，Thermo Nicolet 公司)；JSM-6010型扫描电子显微镜(东莞市协美电子有限公司)；WDK-01型电子拉力试验机(济南辰驰试验仪器有限公司)。
1.4 实验方法
再生纤维素膜的制备：称取氢氧化锂8.76 g，尿素 12 g，加入到79.24 g水中，搅拌溶解。称取4.16 g棉短绒，加入到氢氧化锂溶液中，配制成4%纤维素溶液，搅拌至全溶。置于-20 ℃下冷冻24 h。解冻后搅拌，4 ℃下离心 (10 000 r/min)10 min后制成薄膜，采用酸性的Na2SO4溶液凝固成形，即得再生纤维素膜。成膜后用高纯水清洗 3-5次，以除去再生纤维素膜中氢氧化锂/尿素和硫酸钠的残留。
2，3-二醛纤维素膜的制备：取适量再生纤维素膜浸泡在0.03 g/mL高碘酸钠的水溶液中，调节pH值至2.0后， 37 ℃下持续搅拌反应1 h(反应过程中必须避光)，反应完毕，将样品放入0.1 mol/L 乙二醇溶液中，直到将过量的IO4-完全除去。最后用高纯水清洗3-5次，即得2，3-二醛纤维素膜。
2，3-二醛纤维素/胶原蛋白复合材料的制备：取一定量的2，3-二醛纤维素膜浸泡在5 g/L的胶原蛋白溶液(pH值4.5)中，置于振荡器上室温下反应24 h。反应完毕，用0.1%乙酸溶液浸泡过夜，除去表面未反应的胶原蛋白。最后用高纯水清洗3-5次，即得2，3-二醛纤维素/胶原蛋白复合材料。
2，3-二醛纤维素/胶原蛋白复合材料结构表征与性能测试：
2，3-二醛纤维素醛基含量测定：采用盐酸羟胺法测定2，3-二醛纤维素的醛基含量^[28]。反应方程式如下：-CHO+NH2HHCl→-CH₂NHOH+H₂O+HCl。
结构表征：使用Nicolet 5700红外光谱仪对复合材料进行红外光谱分析，扫描范围为4 000-400 cm^-1，扫描32次，分辨率为0.09 cm-1。将材料使用液氮速冻后冻干，再喷金，采用JSM-6010型扫描电子显微镜观察材料的表面形貌和微观结构，加速电压为1 kV。
拉伸强度测试：采用WDK-01型电子拉力试验机进行测试，拉伸速度为1 mm/min。
溶胀性测试：取一定质量(m0)冻干后的复合材料样品放入PBS中(pH值为7.4)，隔一定时间后，将溶胀的样品取出，去除样品表面溶液，称其质量(mt)。样品溶胀率(SR)按照下式计算：SR=(mt-m0)/m0×100%。
透湿性测试：根据国家公布的标准GB/T12704-91B采用正杯法样品的水蒸气透过率(WVTR)。水蒸气透过率按式计算：WVTR=24×(mt-m0)/[(t -t0)•A]，式中m0表示干燥膜质量，mt表示不同时间后的膜质量，t表示时间，A表示面积。
保水率：取一定质量湿的复合材料(ms)放入37 ℃含有硫酸铵饱和溶液的干燥器中(相对湿度80%)。隔一定时间取出样品，称其质量(mt)。保水率(WR)按下式计算：WR=mt/ms×100%。
生物相容性测试：将NIH-3T-3细胞接种到DMEM完全培养基(含体积分数10%胎牛血清和100 IU/mL抗生素)，置于体积分数5%CO2细胞培养箱中37 ℃下培养，待细胞生长到对数期后，采用胰酶消化、离心、重悬，然后接种到放有复合材料的24孔细胞培养板中，接种量为3×106/孔，每隔2 d换液1次。于培养1，3，5 d取出细胞培养板，每孔加入10 µL MTT溶液(5 g/L，即0.5%MTT)，继续培养4 h，1 000 r/min离心10 min，每孔加入100 µL二甲基亚砜，置摇床上低速振荡10 min，使结晶物充分溶解。在酶联免疫检测仪A570nm(630 nm校准)测量各孔的吸光度值。
1.5 主要观察指标 2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜的机械性能、溶胀性能、透湿性、保水率及细胞相容性。
1.6 统计学分析采用SPSS 11.0统计软件进行统计处理，应用t 检验、卡方检验，P < 0.05为差异有显著性意义。

讨论

本实验采用高碘酸钠氧化改性制备2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜，采用红外光谱和扫描电子显微镜观察其形态结构，并检测其机械性能、溶胀性能、透湿性和保水率，同时以再生纤维素膜、2，3-二醛纤维素膜为对照。本实验方法制备复合材料的优势在于，纤维素前期的处理方法简单，便于操作，后期复合只需按要求添加所需成分即可。通过显微观察及性能测试表明，以再生纤维素为基础制备的复合材料性能优异，具有较大的开发应用价值。
本实验采用液氮吸附法测定3种材料的比表面积，结果显示，再生纤维素呈多孔网络结构，孔之间连接的纤维素较少且孔径较大孔，孔隙率为71.5%；经高碘酸钠氧化的 2，3-二醛纤维素虽然也呈多孔结构，但网孔结构变得更为紧凑，孔隙率为88.2%；2，3-二醛纤维素表面的孔隙率和孔径较再生纤维素和2，3-二醛纤维素明显降低，孔隙率为93.4%。这种高的空隙率和比表面积显著增加了材料的机械强度，同时也增加了材料与细胞的接触率，有利于伤口的修复愈合[29-30]。
机械性能测试中，再生纤维素、2，3-二醛纤维素与 2，3-二醛纤维素/胶原蛋白3种膜的厚度均为0.05 mm，结果显示，再生纤维素膜的拉伸强度为72.3 MPa，2，3-二醛纤维素膜的拉伸强度为65.5 MPa，而2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜的拉伸强度则为86.6 MPa，这可能跟胶原蛋白固化后纤维素内部结构修复，加之胶原蛋白的特性使得复合材料机械性能显著提高。临床上经常应用的修复材料的拉伸强度一般都在0.5 MPa左右，有的甚至不足 0.2 MPa[31-32]，再生纤维素膜拉伸强度远高于这些材料，可以满足伤口修复中的需求。
大量临床试验与基础研究结果表明，如修复材料能为伤口提供相对润湿的环境，将十分利于伤口的愈合^[33-35]，这就要求使用的修复材料要有很好的持水性。材料的保水率测试一般通过将材料暴露在空气中一定时间，再测试失去水分的速度及保水率^[36]，本实验制备的再生纤维素膜3种膜5 d后的保水率分别是19.3%、20.5%、22.1%，高于临床使用的多数修复材料的保水率，与陆金婷^[37]制备皮肤修复复合材料的试验结果一致，说明再生纤维素膜长时间暴露会失去大部分的水。开放性的伤口表面往往会分泌大量液体，这些分泌物会导致伤口感染，好的修复材料必须能快速将这些分泌物吸收干净，这对创面修复十分有利^[38-39]。本实验中再生纤维素、2，3-二醛纤维素与2，3-二醛纤维素/胶原蛋白3种材料的溶胀率分别是96.8%、140.6%、182.5%，表明2，3-二醛纤维素/胶原蛋白膜溶胀性能优异，能保证及时将伤口周围的分泌物吸收干净。
细胞能否与材料相容的前提是细胞在材料表面的黏附情况[40]，2，3-二醛纤维素/胶原蛋白复合材料与细胞共培养1，3，5 d后的吸光度值分别为0.18、0.22、0.26，表明随着时间的延长，2，3-二醛纤维素/胶原蛋白复合材料上的细胞增长趋势良好，说明胶原蛋白能提高2，3-二醛纤维素/胶原蛋白的生物相容性。
实验结果显示，2，3-二醛纤维素/胶原蛋白复合材料制备的最佳工艺条件是：用氢氧化锂配制成4%的纤维素溶液，置于-20 ℃下冷冻24 h，4 ℃下离心(10 000 r/min) 10 min后制成薄膜，用0.03 g/mL的高碘酸钠(pH值2.0) 37 ℃下反应1 h(反应过程中必须避光)。用5 g/L的胶原蛋白溶液(pH值4.5)反应24 h。红外光谱与扫描电镜证实胶原蛋白已经成功固化到2，3-二醛纤维素表面。性能测试显示，胶原蛋白能提高2，3-二醛纤维素/胶原蛋白复合材料的机械性能、溶胀率、透湿性及生物相容性，但并不能增加 2，3-二醛纤维素/胶原蛋白复合材料的保水率。
综上，2，3-二醛纤维素/胶原蛋白复合材料具有良好的机械性能、溶胀性能、透湿性和保水率，还可有效促进细胞的增殖、生长，弥补了目前临床上使用敷料存在的部分缺点，在伤口修复治疗上具有极大的发展前景。