CN105561400B - 一种人工真皮支架及其制备方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开一种人工真皮支架及其制备方法。所述人工真皮支架为以包括氧化纤维素、交联剂为原料制成的多孔支架，所述多孔支架的孔隙率为85%~96%，平均孔径在50μm~200μm，吸水率为自身重量的17~28倍，饱和可含水量为90%~97%。所述人工真皮支架与人体皮肤柔软性接近，在湿态下也能保持良好的三维形态和强度，其能与创面紧贴，粘附性和透气性良好，能吸收人体的渗出液，且无不良反应。所述人工真皮支架具有合适的孔径大小和孔隙率，不但能够有效促进伤口的愈合，更能促进肉芽组织和新生血管的再生。所述人工真皮支架还具有合适的降解时间，可以减少瘢痕的形成。
Description
技术领域
本发明涉及生物医学领域，更具体地说是涉及一种人工真皮支架及其制备方法。
背景技术
皮肤作为人体最大器官，具有保持水分、透气和防止细菌侵袭等功能。当皮肤受到外伤、烧伤或疾病等因素损害，尤其是大面积的皮肤受到严重损害时，对病人的生命安全造成严重威胁。现有技术目前多采用自体皮肤移植的方法，这不仅造成病人供皮区新的创伤缺陷，而且经常受到供皮来源的限制。于是各国研究人员致力于人工皮肤的研究，仅只有少数发达国家掌握该项技术并实现产业化，包括Integra、Dermagraft、AlloDerm、Biobrane等。但这些产品很多是异体或异种皮经过加工处理得到的，存在加工成本高，免疫排斥等问题。
现有技术中也有用不同的材料制成的支架材料作为人工皮肤。胶原蛋白、明胶、壳聚糖、透明质酸及甲壳胺等材料具有促进细胞生长的功能，但其主要成分皆为动物组织的提取物，含异种蛋白，易引起过敏反应，临床上可能引起病人发热等症状，易引起感染，存在病毒感染等风险。氧化纤维素材料是一种生物相容性良好的、可降解的天然植物源性多糖材料，其来源广泛，价格低廉，被广泛应用于医药、食品等领域。美国强生公司早在上世纪六十年代，就利用氧化纤维素为原材料制备了可吸收止血材料surgicel，几十年来的临床数据报道，其生物相容性良好，无不良反应，是一种很好的生物医学材料。
目前的人工真皮支架仿生了胶原纤维的三维空间结构，研究发现，孔径致密的支架材料抗瘢痕效果好，但会限制真皮成纤维细胞快速达到创面位置，导致真皮支架渗透性差、血管化速率慢、抗感染效果不好；而孔径疏松的支架材料有利于血管和成纤维细胞的快速长入，但后期抗瘢痕效果较差。另外支架材料在湿态下能维持完整的三维结构形态和合适的降解时间也都非常重要，有些工艺制备得到的支架在湿态下容易溶解、崩塌或者在很短时间内就已经降解，使得新生组织还未来得及长入，支架结构就已经不存在，从而不能很好地为细胞和血管起到支撑作用。
发明内容
本发明旨在克服上述现有技术的缺陷，提供一种人工真皮支架。所述人工真皮支架为非动物源性的人工真皮支架，其与人体皮肤柔软性接近，在湿态下也能保持良好的三维形态和强度，其能与创面紧贴，粘附性和透气性良好，能吸收人体的渗出液，且无不良反应。
所述人工真皮支架具有合适的孔径大小和孔隙率，不但能够有效促进伤口的愈合，更能促进肉芽组织和新生血管的再生。
所述人工真皮支架还具有合适的降解时间，可以减少瘢痕的形成。
本发明的另一目的在于提供一种所述人工真皮支架的制备方法。
本发明的发明目的通过如下技术方案予以实现。
一种人工真皮支架，所述人工真皮支架以包括氧化纤维素、交联剂为原料制成的多孔支架，所述多孔支架的孔隙率为85%~96%，平均孔径在50μm~200μm。
所述人工真皮支架是将氧化纤维素与交联剂进行交联后，进行搅拌发泡，发泡后立即将其置于低温环境下预冻，充分预冻使其固化后进行冷冻干燥制备得到。
选用的氧化纤维素是一种非动物源的材料，氧化纤维素来源广泛，具有非常好的生物相容性以及生物可降解性能。将其进行交联、发泡加工后，其与人体皮肤柔软性更接近，同时其在湿态下能保持良好的三维形态和强度，具有粘附性及透气性好的优点。多孔支架的孔隙率为85%~96%，平均孔径在50μm~200μm，适合细胞和血管的生长，不但能够有效促进伤口的愈合，更能促进肉芽组织和新生血管的再生，合适的降解时间减少了瘢痕的形成。所述人工真皮支架具有较高的吸水率，能吸收人体的渗出液。
优选地，所述人工真皮支架的吸水率为自身重量的17~28倍，饱和可含水量为90%～97%。
优选地，所述氧化纤维素为羧甲基纤维素、羟乙基纤维素、羟丙基甲基纤维素、羟丙基纤维素中的一种或者几种。
优选地，所述氧化纤维素为羟乙基纤维素。
优选地，所述人工真皮支架中，交联剂的质量为氧化纤维素质量的0.1~3%。考虑到交联剂含量偏高时对人体有一定副作用，优选交联剂的质量为氧化纤维素质量的0.1~1%。
所述人工真皮支架的制备方法，包括如下步骤：
S1.将氧化纤维素溶于水中，形成水溶液，调节pH至酸性，加入水溶性中性盐；
S2.往S1.处理后的溶液中加入交联剂，进行交联反应；
S3.往S2.交联反应后的溶液加入增塑剂，搅拌发泡至发泡后的溶液体积为原溶液体积的2～5倍；
S4.将S3发泡后的物质立即置于-80~-10℃环境下进行低温预冻，使其固化；固化后进行冷冻干燥；
S5.对S4.处理后的物质进行清洗，除去残余添加剂，再次进行冷冻干燥。所述清洗优选采用纯净水进行清洗。
优选地，S5处理后还包括烘干、包装、灭菌的步骤，其中所述烘干是为了使产品中的交联剂残留量更低。
优选地，S1所述水溶液中，氧化纤维素的质量浓度为1~10%。
更优选地，S1所述水溶液中，氧化纤维素的质量浓度为3~5%。
S3中，加入增塑剂的目的是为了更便于搅拌发泡。可以根据实际情况选择性地加入。
优选地，S3中所述增塑剂的质量为氧化纤维素质量的10~50%。
优选地，S1中所述调节pH至酸性是指将溶液的pH值调节至≤3。更优选地，调节后溶液的pH值为1~3。
用于调节S1所述pH的试剂可以是盐酸、甲酸或硫酸等。
水溶性中性盐是指该盐溶于水溶液时，水溶液的pH值基本不发生变化。中性盐可以提高氧化纤维素对交联剂的吸附量，从而提高交联度。优选地，S1所述水溶性中性盐为铝盐、钠盐、钙盐或铁盐中的任意一种。
更优选地，所述水溶性中性盐为氯化铝、氯化钠、氯化钾、氯化钙或三氯化铁。
更优选地，所述水溶性中性盐为氯化钙。
优选地，所述水溶性中性盐的添加量为氧化纤维素质量的1%～20%。
优选地，S2所述交联剂为C1~C6的醛类交联剂、京尼平或水溶性碳化二亚胺。优选为醛类交联剂，更优选为甲醛、乙醛或戊二醛。本发明通过加入交联剂使氧化纤维素与氧化纤维素发生交联，从而使产品具有较好的强度。
优选地，S2交联反应的温度在50~130℃。优选地，所述交联反应的温度为70~80℃。
优选地，交联反应的时间为30min～180min,更优选为40min～120min。
增塑剂的加入可以改善发泡的效果，使样品的孔隙率更高，结构更均一。增塑剂可以是常规的增塑剂。优选地，S3所述增塑剂为甘油，甘油添加量为原材料氧化纤维素质量的0.1~0.5倍。优选地，S3所述搅拌发泡其搅拌速度为500r/min以上，通过高速搅拌使溶液大量发泡，结合后续的立即预冻和冷冻干燥，使产品获得较高的孔隙率。优选搅拌速度为500r/min-3000r/min。在此搅拌条件下，更容易使溶液的发泡达到理想的效果。这有利于产品获得高孔隙率的同时具有较好的强度。
优选地，S4中进行低温预冻的样品的厚度为0.2~0.5cm。
优选地，S4中预冻温度为-80~-50℃。在此温度下，所得的产品的孔隙率更高，更均匀。优选地，S4中预冻的时间为3~8小时。
优选地，S4中冷冻干燥的温度为-10～0℃，冷冻干燥时间为24~48小时。优选地，S5中冷冻干燥的温度为-20～0℃，冷冻干燥的时间为12~24小时。
本发明所述人工真皮支架，其孔隙率为85~96%，平均孔径大小在50μm~200μm，吸水率为自身重量的17~28倍，饱和可含水量为90%～97%，降解时间为3～5周。
与现有技术相比，本发明具有如下有益效果：
本发明所述人工真皮支架为非动物源性的人工真皮支架，其与人体皮肤柔软性接近，在湿态下也能保持良好的三维形态和强度，其能与创面紧贴，粘附性和透气性良好，能吸收人体的渗出液，且具有良好的生物相容性，无不良反应。所述人工真皮支架具有合适的孔径大小和孔隙率，不但能够有效促进伤口的愈合，更能促进肉芽组织和新生血管的再生。所述人工真皮支架还具有合适的降解时间，可以减少瘢痕的形成。本发明采用氧化纤维素作为材料，相对于其他的糖胺多糖，如透明质酸、硫酸软骨素、胶原等价格更低廉。
附图说明
图1是实施例1所得样品的扫描电镜照片；
图2是实施例2所得样品的扫描电镜照片；
图3是实施例3所得样品的扫描电镜照片；
图4为实施例1所得的样品用于SD大鼠全层皮肤缺损修复的修复效果图；
图5为实施例1所得的样品用于小型猪全层皮肤缺损修复的修复效果图；
图6为对照组材料皮耐克在SD大鼠真皮修复14天的病理图；
图7为实施例1的产品在SD大鼠真皮修复14天的病理图。
具体实施方式
下面结合一些具体实施方式对本发明的人工真皮支架做进一步描述。具体实施例为进一步详细说明本发明，非限定本发明的保护范围。
实施例1
一种人工真皮支架，按如下方法制备得到：
S1. 将羟乙基纤维素6克，缓慢加入到200毫升超纯水中，其中用稀盐酸调节溶液的pH值为3；然后加入氯化钙0.6克，搅拌均匀；
S2.往S1.处理后的溶液中加入浓度为25%的戊二醛0.12ml，搅拌并升温至80℃，使得交联反应进行，交联反应的时间为60min，得到均匀的溶液；
S3.往S2.交联反应后的溶液中加入甘油1.2克，混匀后搅拌，搅拌速度为1500r/min，搅拌60min，产生大量气泡，发泡体积达到原溶液体积的2倍，倒入冻干盘中，厚度为0.3cm；
S4. 将S3的冻干盘立即置于预先调节至-80℃的冷冻干燥机中进行低温预冻，预冻3h后，将温度升到-10℃，开始抽真空，进行低温升华，24h后得到白色海绵状支架材料；
S5.对S4.处理后的白色海绵状支架材料用纯净水清洗3次，去除反应后剩余的添加剂，然后在-20℃条件下进行冷冻干燥，冷冻干燥时间为24h，即得到所述的人工真皮支架材料；
S6.将S5所得人工真皮支架材料用吸塑盒和铝箔袋密封包装，进行Co-60γ射线辐照灭菌处理，剂量为25ky。
实施例2
一种人工真皮支架，按如下方法制备得到：
S1. 将羟丙基纤维素5克，缓慢加入到125毫升超纯水中，其中用甲酸调节溶液的pH值为2.9；然后加入氯化钾0.25克，搅拌均匀；
S2.往S1.处理后的溶液中加入浓度为25%的戊二醛0.2ml，搅拌并升温至70℃，使得交联反应进行，交联反应的时间为40min，得到均匀的溶液；
S3.往S2.交联反应后的溶液中加入甘油0.5克，混匀后搅拌，搅拌速度为1800r/min，搅拌30min，产生大量气泡，发泡体积达到原溶液体积的3倍，倒入冻干盘中，厚度为0.4cm；
S4. 将S3的冻干盘立即置于预先调节至-80℃的冷冻干燥机中进行低温预冻，预冻3h后，将温度升到-10℃，开始抽真空，进行低温升华，24h后得到白色海绵状支架材料；
S5.对S4.处理后的白色海绵状支架材料用纯净水反复清洗，去除反应后剩余的添加剂，然后在-20℃条件下进行冷冻干燥，冷冻干燥时间为24h，即得到所述的人工真皮支架材料；
S6.将S5所得人工真皮支架材料用吸塑盒和铝箔袋密封包装，进行Co-60γ射线辐照灭菌处理，剂量为25ky。
实施例3
一种人工真皮支架，按如下方法制备得到：
S1. 将羟丙基纤维素2.5克，羟乙基纤维素2.5克，缓慢加入到62.5毫升超纯水中，其中用稀盐酸调节溶液的pH值为2.95；然后加入氯化钠1克，搅拌均匀；
S2.往S1.处理后的溶液中加入甲醛0.25ml，搅拌并升温至90℃，使得交联反应进行，交联反应的时间为100min，得到均匀的溶液；
S3.往S2.交联反应后的溶液中加入甘油2克，混匀后搅拌，搅拌速度为1300r/min，搅拌40min，产生大量气泡，发泡体积达到原溶液体积的2倍，倒入冻干盘中，厚度为0.3cm；
S4. 将S3的冻干盘立即置于预先调节至-20℃的冷冻干燥机中进行低温预冻，预冻3h后，将温度升到-10℃，开始抽真空，进行低温升华，24h后得到白色海绵状支架材料；
S5.对S4.处理后的白色海绵状支架材料用纯净水反复清洗，去除反应后剩余的添加剂， 然后在-20℃进行冷冻干燥，冷冻干燥的时间为24h，即得到所述的人工真皮支架材料；
S6.将S5所得人工真皮支架材料用吸塑盒和铝箔袋密封包装，进行Co-60γ射线辐照灭菌处理，剂量为25ky。
性能测试
平均孔径按照如下方法测定：通过扫描电镜拍照并采用计算机软件（例如 ImagePro）测量样品孔径大小，具体是随机测量100个孔的孔径，通过计算得到平均孔径。
孔隙率按照如下方法测定：用溶剂填充法可以测定出支架材料的孔隙率。由于乙醇容易渗透入支架材料内部而不引起材料收缩和溶胀，因此采用乙醇作为试剂。方法如下：在50ml的小烧杯中装入无水乙醇溶液，称取烘干至衡重的海绵状多孔支架材料（质量为m1）浸泡于乙醇中，循环抽真空至支架材料不再有气泡溢出，称取含有乙醇和支架材料的烧杯总重量为m2，再将内部含有乙醇的支架材料取出，将剩余的烧杯和乙醇称重为m3，每个样品平行3次。测得孔隙率P为：P=(m2-m3-m1) / (m2-m3)*100%
其中：(m2-m3-m1)为支架材料中孔隙所含有的乙醇的质量；
(m2-m3)为含有乙醇的支架材料总质量。
表观密度按照如下方法测定：用游标卡尺测量支架材料的长度（L）、宽度（W）、厚度（H），电子天平准确称取支架的质量（m）。平行测定3次。测得支架材料的表观密度为：ρ=m/L*W*H。
吸水率和饱和可含水量按如下方法测定：将支架样品置于40℃的真空烘箱内干燥12h以上，用电子天平准确称取质量为m1的支架材料，将其浸泡于去离子水中浸润完全后，取出用滤纸吸干表面的多余的水分并称取其质量为m2，平行测定3次。测得吸水率X为：X=(m2-m1)/m1*100%；
饱和可含水量H为： H=（m2-m1）/m2*100%。
降解时间按如下方法测定：将支架材料裁成0.5cm*1cm*0.3cm的长条状，植入至新西兰兔的腹部皮下组织，设置不同的观察时间点，通过肉眼观察和组织病理学分析，观察材料在体内的残留量，进而得到材料的降解时间。
有效性和安全性按如下方法测定：采用SD大鼠全层皮肤切除模型，将真皮支架材料植入伤口缺损处，在不同时间点观察伤口组织修复情况，并取新生伤口组织做病理学分析，评价材料作为真皮支架修复伤口组织的有效性和安全性。进一步地，采用与人体皮肤最接近的小型猪作为动物模型，观察材料在伤口上的修复情况，进一步地评价材料作为真皮支架材料的有效性和安全性。
伤口收缩率按如下方法测定：在不同的时间点观察伤口组织修复情况，用直尺测量伤口的大小并记录。测得的伤口收缩率C为：C= [(Ao-At)/Ao]×100%。其中Ao为原始伤口的面积，At为在不同修复时期的伤口面积。
实施例1～3所得的支架材料其扫描电镜照片分别如图1～图3所示。其中实施例1所得支架材料的平均孔径为90±15μm，孔隙分布均匀；实施例2所得的支架材料其平均孔径为75±25μm；实施例3所得的支架材料其平均孔径为175±25μm。实施例1~3中的平均孔径，是经上述测试方法重复多次获得的结果。
表1为实施例1～3制得的支架材料的表观密度和孔隙率测定结果。
表1 支架材料的表观密度和孔隙率
| 样品 | 表观密度（g/cm<sup>3</sup>） | 孔隙率P（%） |
| 实施例1 | 0.096 | 91.13 |
| 实施例2 | 0.065 | 95.30 |
| 实施例3 | 0.125 | 85.88 |
实施例1-3所得支架材料的吸水率和饱和可含水量如表2所示。作为皮肤组织工程支架，要求材料具有吸水的能力，因为吸水性材料可以将伤口上多余的渗出液吸收，防止过多的积液引起伤口组织上的感染，同时还能有良好的透气作用。所以支架材料的饱和可含水量是作为生物组织医学工程支架材料的重要指标。一般来说，饱和可含水量和吸水率不仅与材料本身的亲水性相关，还受到支架材料的孔隙率和孔径大小以及孔分布情况的影响。
多孔支架材料应用于皮肤组织工程支架，其平衡含水量对于防止体液的流失、体外细胞营养的运输发挥着重要作用。孔隙率越高，孔分布越密集，孔径越大，多孔支架材料的可含水量就越多，吸水性就越好。
表2 支架材料吸水率和饱和可含水量
| 样品 | 吸水率X（%） | 饱和可含水量H（%） |
| 实施例1 | 2402.3 | 96.0 |
| 实施例2 | 2738.0 | 96.5 |
| 实施例3 | 1734.3 | 94.5 |
本发明提供的真皮支架材料的交联剂可以是醛类交联剂、京尼平或水溶性碳化二亚胺，优选为醛类交联剂。交联剂用量的不同影响着真皮支架的力学强度、体内降解时间及组织学三维结构。实验发现，真皮支架材料的体内降解时间随交联剂用量的增加而延长。
表3 支架材料降解时间
| 样品 | 降解时间（天） |
| 实施例1 | 16 |
| 实施例2 | 21 |
| 实施例3 | 32 |
图4和图5分别显示了本发明实施例1所述人工真皮支架材料以及对照组材料和空白组在SD大鼠和小型猪上进行全层皮肤缺损修复时的修复效果比较。图4中实验动物为SD大鼠，伤口大小为2cm*2cm，对照组材料为日本人工真皮材料皮耐克，空白组为在伤口表面覆盖医用纱布材料。图5中实验动物为小型猪，伤口大小为3cm*3cm，对照组材料为冠昊公司的得膜建材料，空白组为在伤口表面覆盖医用纱布材料。并计算伤口收缩率，结果如表4、表5所示。
表4 SD大鼠伤口收缩率
| 分组 | 术后3天 | 术后5天 | 术后7天 | 术后11天 | 术后14天 |
| 空白组 | 15% | 26% | 52% | 60% | 68% |
| 对照组 | 13% | 36% | 61% | 80% | 90% |
| 实验组 | 30% | 50% | 66% | 85% | 95% |
备注：数据为平行组三只的平均值。
表5 小型猪伤口收缩率
| 分组 | 术后7天 | 术后14天 | 术后20天 | 术后28天 |
| 空白组 | 4.5% | 18% | 25% | 30% |
| 对照组 | 9% | 29% | 36% | 55% |
| 实验组 | 15% | 44% | 56% | 70% |
备注：数据为平行组三只的平均值。
发明人还将对照组（皮耐克）及实验组（本发明实施例1的人工真皮支架材料）用于大鼠真皮修复的14天修复效果进行分析，如表6以及图6、7所示。
表6 支架材料用于大鼠真皮修复的病理分析及评分
| 样品 | 对照组（皮耐克） | 实验组（本发明的人工真皮支架） |
| 1 | 显微镜下皮肤表皮各层细胞形态正常，从外往内依次为角质层、颗粒层、棘细胞层和基底细胞层，均未见明显异常。 | 显微镜下皮肤表皮各层细胞形态正常，从外往内依次为角质层、颗粒层、棘细胞层和基底细胞层，均未见明显异常。 |
| 2 | 大部分皮肤真皮层结构消失，代之以增生的纤维组织，仅在两侧边缘端可见正常的皮肤真皮层结构（即大量的胶原纤维、毛囊及皮脂腺等结构）。 | 部分皮肤真皮层结构消失，代之以增生的纤维组织，并延伸至深部肌肉下，增生的纤维组织底部可见未降解的植入材料；部分皮肤可见正常的皮肤真皮层结构（即大量的胶原纤维、毛囊及皮脂腺等结构）。 |
| 3 | 增生的纤维组织内大部分为呈平坦波浪形增生的纤维细胞及其分泌的胶原蛋白，其中见少量毛细血管，偶见淋巴细胞散在分布，部分区域可见数个皮脂腺及毛囊。 | 增生的纤维组织内大部分为呈平坦波浪形增生的纤维细胞及其分泌的胶原蛋白，其中见少量毛细血管，纤维组织内可见少量淋巴细胞散在分布。 |
| 4 | 纤维组织下为疏松结缔组织，其内可见较少量呈细块状、有弱折光性的物质，考虑为植入材料（评分以植入材料周围的情况进行）。疏松结缔组织内见少量淋巴细胞、浆细胞、多核巨细胞、吞噬含铁血黄素的吞噬细胞及毛细血管。 | 增生组织底部为未降解的植入材料成细条状、有弱折光性；材料周围为较多的上皮组织细胞、多核巨细胞及散在的淋巴细胞浸润，偶见吞噬细胞（评分以植入材料周围的情况进行）。 |
| 5 | 切面未见明显脂肪细胞。 | 切面未见明显脂肪细胞。 |
| 6 | 植入材料的组织相容性：良好。 | 植入材料的组织相容性：良好。 |
| 炎症与坏死评分 | 12 | 10 |
| 纤维增生与修复评分 | 17 | 17 |
注：炎症与坏死评分中，得分越低，效果越好。纤维增生与修复评分，得分越高，效果越好。
从上述对比可以看出，本发明制备出的支架材料组织相容性良好，与对照组材料皮耐克的相容性评分非常接近，其炎症与坏死评分甚至比对照组更低，说明本发明的人工真皮支架材料是一种良好的生物医学材料。另外从病理中还可以看出本发明的支架材料有促进细胞和血管再生的功能，利于伤口组织的修复。
本发明的上述实施例仅仅是为清楚地说明本发明所作的举例，而并非是对本发明的实施方式的限定。对于所属领域的普通技术人员来说，在上述说明的基础上还可以做出其它不同形式的变化或变动。这里无需也无法对所有的实施方式予以穷举。凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明权利要求的保护范围之内。
Claims (15)
1.一种人工真皮支架的制备方法，其特征在于，包括如下步骤：
S1.将氧化纤维素溶于水中，形成水溶液，调节pH至酸性，加入水溶性盐；
S2.往S1.处理后的溶液中加入交联剂，进行交联反应；
S3.往S2.交联反应之后的溶液中加入增塑剂，搅拌发泡至发泡后的溶液体积为原溶液体积的2～5倍；
S4.将S3发泡后的物质立即置于-80～-10℃环境下进行低温预冻，使其固化；固化后进行冷冻干燥；
S5.对S4.处理后的物质进行清洗，除去残余添加剂，再次进行冷冻干燥；
所述人工真皮支架为以包括氧化纤维素、交联剂为原料制成的多孔支架，所述多孔支架的孔隙率为85％～96％，平均孔径在50μm～200μm；
S1.中所述的水溶性盐为水溶性铝盐、钠盐、钙盐、铁盐或氯化钾中的任意一种。
2.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，所述人工真皮支架的吸水率为自身重量的17～28倍，饱和可含水量为90％～97％。
3.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，所述氧化纤维素为羧甲基纤维素、羟乙基纤维素、羟丙基甲基纤维素、羟丙基纤维素中的一种或者几种。
4.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，所述人工真皮支架中，交联剂的质量为氧化纤维素质量的0.1～3％。
5.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，S5处理后还包括烘干、包装、灭菌的步骤。
6.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，S1所述水溶液中，氧化纤维素的质量浓度为1～10％。
7.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，S1中所述的水溶性盐为氯化铝、氯化钠、氯化钾、氯化钙或氯化铁。
8.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，水溶性盐的质量为氧化纤维素质量的1％～20％。
9.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，S1中所述调节pH至酸性为调节溶液的pH值至≤3。
10.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，S2中所述交联剂为京尼平、水溶性碳化二亚胺、甲醛、乙醛或戊二醛。
11.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，S2中所述交联反应的温度在50～130℃。
12.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，S3中所述的增塑剂的质量为氧化纤维素质量的10～50％。
13.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，S3中所述增塑剂为甘油。
14.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，S3中搅拌的速度为500r/min以上。
15.根据权利要求1所述人工真皮支架的制备方法，其特征在于，S4中低温预冻的时间为3～8小时。
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