細胞外間質固定化Biomax非織物的製備與細胞相容性

行政院國家科學委員會專題研究計畫 成果報告

細胞外間質固定化 Biomax 非織物的製備與細胞相容性

計畫類別： 個別型計畫

計畫編號： NSC93-2216-E-011-009-

執行期間： 93 年 08 月 01 日至 94 年 07 月 31 日 執行單位： 國立臺灣科技大學高分子工程系

計畫主持人： 楊銘乾

計畫參與人員： 黃皪瑩,黃昌國,曾建豪

報告類型： 精簡報告

處理方式： 本計畫可公開查詢

中 華 民 國 94 年 8 月 1 日

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行政院國家科學委員會補助專題研究計畫 ^{■成 果 報 告}

□期中進度報告

細胞外間質固定化 Biomax 非織物的製備與細胞相容性

計畫類別：■ 個別型計畫 □ 整合型計畫

計畫編號：NSC 92 － 2216 － E － 011 － 009 － 執行期間： 93 年 8 月 1 日至 94 年 7 月 31 日

計畫主持人： 楊銘乾 教授 共同主持人：

計畫參與人員： 黃皪瑩、黃昌國、曾建豪

成果報告類型(依經費核定清單規定繳交)：■精簡報告 □完整報告

本成果報告包括以下應繳交之附件：

□赴國外出差或研習心得報告一份

□赴大陸地區出差或研習心得報告一份

□出席國際學術會議心得報告及發表之論文各一份

□國際合作研究計畫國外研究報告書一份

處理方式：除產學合作研究計畫、提升產業技術及人才培育研究計畫、

列管計畫及下列情形者外，得立即公開查詢

□涉及專利或其他智慧財產權，□一年□二年後可公開查詢 執行單位：國立台灣科技大學 高分子工程學系

中 華 民 國 84 年 7 月 29 日

行政院國家科學委員會專題研究計畫成果報告

細胞外間質固定化 Biomax 非織物的製備與細胞相容性 Cytocompatibility of ECM-Immobilized Biomax Nonwoven

計畫編號：NSC 92-2216-E-011-009^-

執行期限：93 年08 月01 日至 94 年07 月31 日 主持人：楊銘乾 教授 國立臺灣科技大學 高分子工程系 計畫參與人員：黃皪瑩 國立臺灣科技大學 高分子工程系

黃昌國 國立臺灣科技大學 高分子工程系 曾建豪 國立臺灣科技大學 高分子工程系

1. 中文摘要

本 研 究 以 共 價 鍵 結 方 式 將 膠 原 蛋 白 (collagen, CL)、明膠(gelatin, GL)或多醣類如 幾 丁 聚 醣 (chitosan, CS) 、 透 明 質 酸 (hyaluronic acid, HA) 、 硫 酸 軟 骨 素 (chondroitin-6-sulfate, ChS)等細胞外間質固 定 於多孔 性 、生 物 可分 解之Biomax非織 物，使其成為親水性與細胞相容性之3D生 物支架。經接枝後之非織物以ESCA元素分 析、拉伸試驗機(tensile tester)和掃瞄式電子 顯微鏡(SEM)來確定改質後之材料特性，並 測定孔隙度、抗菌性，以及評估其非織物膨 潤度和水份擴散及接觸角等非織物之親水 性 質 ， 同 時 量 測 活 化 部 分 凝 血 酶 時 間 (APTT)、凝血酶原時間(PT)、血小板凝集程 度來評估凝血性質。然後將改質後的膜材作 纖維母細胞之體外培養，比較其細胞之增生 細胞相容性。本研究結果顯示Biomax 高孔 隙度非織物經細胞間質固定化後，接枝明膠 之織物具有較高之抗張強度，較低之接觸 角，較低的血小板貼附量，較長的凝血時 間，但無抑菌性。接枝chitosan之織物則有 最佳之抑菌性。且接枝CL、GL、CS、HA、

ChS之織物對fibroblast細胞增生有助益。

關鍵詞：Biomax 非織物、細胞間質、細胞 相容性、生物支架、組織工程

ABSTRACT

Mechanical and cellular compatible scaffolds for tissue engineering were prepared using the three-dimensional, macroporous Biomax nonwoven fabrics immobilized with extracellular matrices (ECM), such as collagen (CL), gelatin (GL), chitosan (CS), hyaluronic acid (HA), and chondroitin-6- sulfate (ChS).

The surface-modified Biomax nonwoven was characterized by ESCA, tensile tester, and scanning electron microscopy (SEM).

The swelling properties were evaluated by water diffusion and contact angle measurement. The hemostatic behavior was observed by the adhesion and aggregation level of platelet. The cellular compatibility was evaluated using fibroblasts in vitro culture. The results show that GL- immobilizing Biomax nonwoven fabrics exhibited higher tensile strength, lower contact angle, less platelet adhesion, longer coagulation time, but no bacterial inhibition.

CS-immobilizing nonwoven exhibited the highest bacterial inhibition activity.

Nonwoven immobilized with ECM showed improvement in the proliferation of fibroblast.

Keywords ： Biomax nonwoven fabrics, extracellular matrices, cytocompatibility, scaffold, tissue engineering.

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2. 前言

生物高分子一般係指可從天然生物體 萃取而得或合成，並能應用於生物技術或生 物醫學領域之高分子材料，於1980 年初 期，科學家E. Bell 以膠原蛋白研製出第一 型人工皮膚[1]，並將純化之膠原蛋白膜結 合上皮細胞進行培養，製造出類似皮膚構造 的取代物。然而；近年來科學家研究發現，

若是將纖維母細胞(fibroblasts)培養在含有 膠原蛋白的基質中，便使得人工皮膚更為貼 近人體真實的皮膚構造，同時提供傷口較佳 的癒合功效。另外如幾丁聚醣、硫酸軟骨 素 、 透明質 酸等多 醣類物種及其 衍生物 [2-8]，目前在關於傷口修復機制的相關研究 中顯示，這些多醣類物種扮演著關鍵性的角 色[9]。

多 孔 性 高 分 子 基 材 以 及 可 被 吸 收 的 (absorbable)的天然或合成高分子和生物材 料被研究來當組織工程支架[10-13]。立體支 架材料的結構和生物材料以體外細胞培養 的研究，對於發展人工支架是非常重要的。

而已有多種方法，聚合高分子已應用生物可 分解性、生物再吸收性材料和多孔性織物來 研究立體的人工支架。關於支架的製備技術 包括了纖維鍵結法、溶液塗佈法、微粒過濾 法(particulate leaching)、壓膜法和融熔法 [11]。在體外和體內組織培養方面，生物支 架是用來幫助細胞吸附、維持成長性和分化 功能，並應用於組織和細胞成長及幫助細胞 外間質(ECM)形成的基材。人工支架需要有 適切地生物相容性、生物可分解性、適切地 機械強度及穩定性、孔隙度和親水性等等特 性。常用的生物可分解性高分子包含聚乳 酸 、 聚 乳 酸 - 甘 醇 酸 (PLGA) 、 poly(3-hydroxybutyric acid -co- 3- hydroxyvaleric acid) (PHBV) 或 聚 己 內 酯 (PCL)等合成聚酯，以及膠原蛋白、幾丁聚 醣 、 透明質 酸和硫 酸軟骨素等天 然物質 [14-18]。

本研究所使用的Biomax 非織物具有下 列之特性：(1)具有廣泛的孔洞大小分佈、(2)

高孔隙度、(3)高的水蒸氣透過性，和(4)含 水量，且此種結構也對於軟組織提供了適當 的機械性質，適合做為燒燙傷口暫時性之敷 料。

本研究的目的在於評估細胞外間質固定 化的影響和研究支架的主要特性，包括了凝 血性質、抗菌性、孔隙度、膨潤度和對水之 擴散、細胞的增生性等是否可應用於創傷敷 材或人工皮膚上。

3. 實驗方法 (1) 實驗設備

(a) X-ray photoelectron spectroscopy (XPS) (ESCALAB 250, Thermo VG Scientific, West Sussex, UK)

(b) 萬能拉力試驗機(A tensile tester, MTS 810, Material Test System, USA).

(c) 熱影像儀(Thermovision 900, Agema, Sweden)

(d) Surface area and porosity analyzer (micromeritics, ASAP2020) (e) 倒立式顯微鏡(Olympus，CK30) (f) 二氧化碳培養箱(Nuaire，NV-5500) (g) 高溫高壓滅菌釜（TM-321D, Tomin）

(h) 烘箱（Advantec，VR-320）

(i) 迴轉式振盪培養箱(COCONO，LM-570) (j) 天秤(Sartorius，BL-210S，小數點以下4

位數)

(k) 掃瞄式電子顯微鏡 （SEM） (S 360, Cambridge 英國）

(l) 無菌操作台

(m)液態氮桶(冷凍細胞用) (n) 冷凍乾燥機

(o) 蠕動泵

(p) 半自動血液凝固分析儀（CA-50, Sysmex Corp., Japan）

(q) 接觸角測試儀(DSA 100, Krüss GmbH, Germany)

(r) 血球計數器(Bright-Line，

Hemacytometer-1490) (2) 實驗藥品

(a) Biomax 粒—日本杜邦

(b) Biomax 融噴非織物----(敏成公司)

(c) 膠原蛋白(collagen)-concentration (3.2mg/ml) ：Cohesion

(d) 明膠(gelatin) ：Acros

(e) 透明質酸(hyaluronic acid) ：Sigma (f) 硫酸軟骨素(chondroitin-6-sulfate) ：

Sigma

(g) 幾丁聚醣(CS, Mw 400000, degree of deacetylation > 85%)：Sigma

(h) MEM 培養液(Eagle’sMinimum Essential Medium)：Sigma

(i) 馬血清(Donor Horse Serum)：Biowest (j) 乙醇(Ethanol)：Acros

(k) 水溶性二亞胺基羰（EDC, 1-ethyl-3- dimethylaminopropylcarbodiimide）：

Sigma

(l) APTT 試劑：Dade Behring (m)CaCl2：Dade Behring (n) PT 試劑 ：Dade Behring (3) 實驗步驟

 IPA 處理

將非織物分別裁成各試驗所需之大小 式樣，浸入純異丙醇(IPA)溶液中1小時，藉 以除去附著於表面之不純物，之後取出置於 潔淨培養皿上置於50°C之烘箱內烘乾，待其 IPA液體完全揮發後，將其試樣放入封口袋 中保存，待欲進行各項試驗時，再取之。

 Biomax 非織物接枝細胞外間質之前 處理

分別配製0.02M 之EDC及NHS溶液，

隨後將由IPA處理後之Biomax非織物浸入 其中，泡製12小時後，將非織物試樣夾出，

置於烘箱內乾燥之。

 非織物之孔洞性質觀察(SEM)

使用電子掃描顯微鏡觀察Biomax非織 物之型態和接枝細胞外間質對非織物形態 和織物的孔洞大小之影響。首先在SEM附件 鍍金機上將這些非織物固定在基座上且鍍 上一層超薄的黃金層。之後將這些非織物使 用SEM觀察。

 非織物機械性質之拉伸試驗

拉伸機械性質使用萬能強力拉伸試驗

機(tensile tester)來量測，將非織物裁剪切成 2.54 x 10 cm 長條形狀，之後再放入上下夾 頭夾緊。設定之拉伸速度為10mm/min。之 後按下啟動鍵後機器自動拉伸至非織物斷 裂為止，當非織物斷裂後紀錄其拉伸強力。

 孔隙度測定

非織物之孔隙度乃經由量測其真實密 度和整體密度來決定。對於量測其真實密 度，樣品先在真空烘箱乾燥且稱重(M)。之 後，將樣品放置在multivolume pyconometer (Micrometeritic 1305, USA)的cell chamber cup 然後依照方程式(1)的計算來測量真實 體積(Vt)和真實密度(ρt)。在量測整體密度，

樣品以真空烘箱烘乾然後量測其區域。樣品 的厚度由一個digital gauge meter (Mitutoyo IDF-112, Japan)量測十次來獲得整體體積 (Vb)。整體密度(ρb)依照方程式(2)來計算。

而樣品之孔隙度則依照方程式(3)來計算。

ρt= M / V_t (1) ρb= M / V_b (2) ε= (1/ρ_b－ 1/ρ_t) / 1/ρ_b (3)

 ESCA 元素分析

送測前，先將Biomax 非織物接枝改質 前後之樣本置於60℃真空烘箱內抽真空乾 燥之後，置於封口袋中，即刻送至台灣科技 大學貴儀中心進行ESCA元素分析，對改質 前 後 之Biomax 非 織 物 分 別 對 碳 (C) 、 氮 (N)、氧(O)、硫(S)等元素進行定量分析，以 做為改質前後之接枝量參照依據。

 接觸角量測

將Biomax 非織物剪裁成1×1 cm²，置於 接觸角測量儀上，以去離子水為測試液，滴 至薄膜表面上，觀察其接觸角。以觀察膜材 表面之親疏水性質，其接觸角度越大表示疏 水性質越強；反之，則表示膜材較具親水 性。

 膨潤度量測

本研究利用秤重法來量測非織物之膨 潤度，將已達恆重之Biomax 非織物置於水 中，於25℃之恆溫箱每間隔一段時間後取出 試樣秤其潤濕狀態下非織物的重量。

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SR% = (W_e －W_o) / W_o × 100 % 式中W₀：將待測之非織物置於60℃烘箱中 乾燥，等到重量恆定時，立即秤重。We： 將乾燥後的非織物浸泡於水中，當到達每段 預定之測試時間後將非織物取出，將表面水 份除去，立即秤重，測試完之試樣，隨即再 浸入水中，重覆動作，直至重量達到平衡為 止。

 水份擴散速率

將織物裁為直徑3 cm 大小，且分注器 距離樣本高度1cm，滴下0.2 ml的水至不織 布的表面(放置在20 x20 x 2cm 的不銹鋼架 上，鋼架表面每間隔2mm 有2mm 直徑孔 洞)，本實驗利用水與織物之溫度差效應以 熱影像(thermal image) (Thermovision 900, Agema, Sweden)來量測水在織物表面溫度 差之熱影像，測試時間20 秒每2 秒鐘自動 擷取影像，以5974 pixel =100cm² 來校正並 自動計算再不同時間下之面積。

 凝血實驗

將非織物基材裁剪成1×1cm² 置放於血 漿中，於37℃下分別反應60 分鐘、120 分 鐘， 屆時分別取出試樣並使用半自動血液 凝固分析儀（CA-50,Sysmex Corp., Japan）

來測定各個 不同試 樣對新鮮冷凍 血漿之 APTT 時間及PT 時間之影響。

 抗菌實驗

本實驗中選用之菌株為金黃色葡萄球 菌(S. aureus) ， 採 用 之 試 驗 標 準 為 JIS L 1902-1998 定量法。

 細胞相容性

Biomax 非織物之細胞培養技術纖維 母細胞(L929 fibroblasts)在組織細胞培養瓶 內之培養液minimum essential medium alpha medium (Gibco, Invitrogen Corporation, USA) with 0.1 mM non-essential amino acids, 1 mM sodium pyruvate 和 90% Earle’s balanced salts (Sigma, USA), 10% horse serum，將組織細胞培養瓶置於37°C CO2 培養箱 (5% CO2)，細胞每間隔一天更換新 鮮培養液來維持細胞之生長。適時使用倒立

式顯微鏡來觀察細胞生長情形。待細胞培養 至成層狀態以新鮮培養液將細胞濃度調整 至2×10⁵ cells/ml 。 在 繁 殖 之 單 層 細 胞 用 trypsinization (0.25% trypsin, 0.02%

ethylenediamine tetraacetic acid) (EDTA))溶 液以1:2 稀釋倍率沖刷至培養瓶上或培養 皿來並以新鮮培養液調整至所需細胞濃度 備用。

 細胞濃度之計數方式

從顯微鏡下觀察細胞計數盤情形經由 錐蟲藍(trypan blue)染料與細胞懸浮液充份 混合後，被染色的細胞會分散在9 個方格子 中，只數九宮格中分散在1、2、3、4、5 格 內之細胞數(包含落在線上的細胞)，數得細 胞數之後，由計算公式求得細胞濃度為2×

10⁵時，即可求出細胞原液應稀釋之比率。

 細胞增生實驗

將細胞外間質接枝前及接枝後之非織 物，裁成直徑為2cm 之圓形試樣(選定六組 測試樣本)，置於6-well 組織培養盤中，將 已稀釋為濃度2×10⁵cells/ml 之纖維母細胞 於無菌操作台上分別植於試樣上後，置於 37°C CO2培養箱 (5% CO295% air) 中培養 之，細胞在非織物試樣上培養五天(12小時 後更換第一次的新鮮培養液)，之後每隔一 天更換之。

4. 結果與討論

 拉伸試驗

根據萬能強力拉伸試驗機(tensile tester) 之量測數據顯示，接枝明膠之試樣有較佳之 拉伸強度，可能的原因是接枝明膠後之非織 物，其纖維表面覆蓋了部份明膠分子，故提 昇了約一倍之拉伸強度。吾人觀察到，經由 接枝處理後，非織物之延伸性會略為減少但 拉伸強力略為增加，但普遍而言，經由末端 基接枝的處理方式，並不會大大地改變基材 原有的物性。

 孔隙度

經由孔隙度試驗中觀察，Biomax 粒子 經熔噴法製成Biomax 非織物基材的孔隙 度高達84.7%，此乃高的多孔性結構，而經 由末端基接枝改質後，並未明顯降低非織物 原有之孔隙度，改質後各試樣依然維持80%

以上的水準。針對於後續將使用細胞進行體 外培養的測試上，細胞之納容將隨著基材與 環境之間高的孔隙度而提供更多的空間結 構，使得代謝物之排除及所供給之養份交換 達到更好的效率。

 膨潤度、水份擴散以及接觸角等親水特 性探討

實驗所選定之接枝物種多具有親水基 團。因此，對於本身疏水性的聚酯型Biomax 非織物而言，預期將提高相當的親水性。由 圖3至圖5可知，分別經由三項親水性試驗，

其結果達成一致性。疏水型非織物接枝改質 後不同程度 的提升了 非織物基 材 的親水 性，而清楚的從下列圖中發現，改質後親水 性的提高，以接枝明膠為最。一般而言，葡 萄胺聚醣型之生物高分子接枝後，由於它們 帶有高的負電性，造成因電性相斥而促使分 子結構撐開的效應，因此可吸引大量水份，

預期將有高的保濕吸水性。

由上述幾項親水性試驗的結果顯示，經 改質後的非織物，適度的提高基材原本不佳 的親水性。因此若將改質後的基材應用在傷 口部位，便可提供傷口一個良好的吸濕環 境，以降低疤痕的形成。

至於，基材改質後相關親水性質細部的 差異，在此並未做更深入的探討。綜觀可能 影響數據的變數如接枝試藥的濃度、末端基 接枝量的多寡、結構表面電性、表面能、pH 值、非織物改質後的純化程序等。

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 ESCA 元素分析

ESCA元素分析儀，為一項可信度較高 之定量元素分析儀器設備，因此在本研究中 選擇此一貴儀作為Biomax非織物接枝改質 前後元素定量的參考依據，藉以證實ECM 的接枝量。

考量各接枝細胞外間質之單體元素含 量比來推斷改質後各元素含量百分比之差 異，其結果亦大多符合如推論所預期。

 血小板吸附實驗

正常血液的pH值情況下，血小板的表 面呈現出帶負電性的狀態，因此，血小板的 貼附量可能會因為基材表面所帶的陰電性 而產生靜電排斥而減少的現象。在研究的所 有試樣組中，以接枝Chitosan之Biomax非織 物試樣組為較傾向帶正電性的基材，因此使 得其與表面帶負電性之血小板產生靜電吸 引，故在所有測試之試樣組中，具有對於血 小板之吸附量顯現出最佳的效果。其次，以 親疏水特性的角度分析，結果顯示，在未經 接枝改質的Biomax非織物，由於其表面呈 現疏水的特性，故可能導致在血漿中不容易 完全地浸潤，因而未改質之試樣組相對於其 他試樣組呈現最低的血小板吸附量。另外，

接枝親水性較高的Gelatin及Collagen試樣 組，由於其在血漿中的浸潤程度相對於HA 及硫酸軟骨素試樣組稍高，因而呈現出對於

血小板吸附量較高的數據。  凝血時間實驗

本研究上使用不同之細胞外間質接枝 處理，經測試試樣分別處理1、2、3 小時後，

同時測試APTT 時間以及PT 時間，實驗發 現，經由接枝處理改質前後之非織物試樣與 新鮮冷凍血漿控制組對照，僅些微的延長凝 血時間，另一方面，也可以觀察到，吾人所 測試之基材並未啟動血液之凝血因子，故不 影響人類血液正常之凝血機制運作。經由本 實驗觀察，改質前後之Biomax基材對於血 液之凝血機制具有穩定性的作用。

 抗菌試驗

本研究中使用金黃色葡萄球菌(ATCC 6538P)作為抗菌試驗之實驗菌株，並採JIS L 1902-1998 試驗標準定量法測定。由於幾丁 聚醣單體上帶有較高的正電荷胺基，使得經 由幾丁聚醣改質後之Biomax 非織物和表 面負電荷的 細菌之 間存在著靜電 吸引作 用，因而阻礙了細菌的生物合成，也發揮抑 制的效果。通常，細菌之細胞表面帶負電的 特性，故當材料表面正電荷的增加，驅使帶

負電的細菌與材料表面之間靜電吸引力的 增加，可能導致細菌加速死亡。同時，在抑 制上，細菌的細胞受器與材料表面的正電荷 產生靜電吸引力之鍵結，進而破壞細菌增生 的代謝機制，因而可能提高細菌增生的抑制 性。

從其他角度的討論，未經改質之疏水性 Biomax 非織物，由於其纖維表面上並不存 在解離性基團，故比較幾丁聚醣接枝試樣組 之非織物，原始的試樣組並不會與細菌表面 產生靜電吸引，因此，並不具有抑菌的效 果。

 細胞增生探討

本研究探討Biomax 非織物接枝改質 前後，各試樣組經培養五天後之纖維母細 胞，增生情形以SEM 照片作為比較之依 據。引述其他文獻相關研究說明，Chen et al.

曾發現HA 有促進細胞增生的效果[19] ， Osborne et al.則提出硫酸軟骨素對於細胞成 長具有影響[20]。另外，Chen et al.亦發現 Chitosan 對於纖維母細胞似乎有抑制細胞 增生的傾向；雖然不具有毒性，但會抑制細 胞的增生[21]。然而；因本研究中使用末端 基接枝改質技術，經過ESCA元素分析測定 數據顯示，經改質後，HA及硫酸軟骨素實

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際接枝量似乎偏低，故於本實驗中並無明顯 發現，無法明確的証實諸多研究文獻所提出 的論點。

根據表面電性方面的討論觀點，HA、

硫酸軟骨素及Chitosan都是多醣體，就化學 結構方面，其主要差異在於HA 的每個重複 單位中有一個羧酸基和醯胺基，硫酸軟骨素 則是有一個羧酸基和一個磺酸基，Chitosan 部分有一個胺基。針對表面電荷一般研究所 歸納的結果為，細胞增生將隨著吸引力的增 加而減少。然而本實驗架構上並未探討在不 同的培養時間下，細胞增生的行為表現，故 無法對此提出更強而有力的証實。總而言 之，由於接枝量的差異，造成各試樣組改質 後基材特性的影響存有關鍵性的因素，然 而，就接枝ECM改質後之Biomax基材與未 改質之Biomax非織物比較，從SEM圖照片 中清楚可見，本研究中所有改質試樣組對於 細胞之增生性均有相當程度的助益。

5. 結論

本研究之係以具生物相容性及生物分 解性之Biomax多孔性非織物為基材，配合 細胞間質固定化，開發出製程簡易、成本低 廉且具環保性之傷口敷材或人工皮膚，期盼 能實際應用在醫療用途上。

根據本研究各項相關實驗中，歸納出以 下結論：

 經拉伸試驗後發現，Biomax 非織物本 身即具有相當的拉伸斷裂強度，改質 後，少量的提升拉伸強度，並不會影響 原基材之拉伸機械強度。

 經過多項物性試驗後得知，Biomax 非 織物經改質程序，不致於導致基材原有 之高孔隙度大幅度的降低，且提高了親 水性，此特性在細胞之納容性將提供更 多之空間結構，另外，親水性的提升也 提供傷口一個良好的吸濕環境，降低疤 痕的形成。

 本基材改質後，不會改變人類血液應有 之凝血機制，基材僅些微的延長凝血時 間，血液的穩定性及促進血小板吸附的 特性，亦是傷口敷材關鍵性的優點。

 幾丁聚醣改質後之基材，使其具有抑菌 的效果，對於傷口敷材要求必須防止菌 種感染，有正面的助益。

 經由細胞外間質的接枝改質技術，普遍 提高了纖維母細胞之增生。

根 據 上 述 幾 項 特 性 顯 示 ， 改 質 後 之 Biomax非織物有潛力成為未來 醫療用途 上，良好的傷口敷材。

6. 參考文獻

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