一、聚乳酸软骨组织工程支架制备、改性及其细胞相容性研究（论文文献综述）
萧彤,陈怡霏,黄江鸿,孙树清[1]（2022）在《纳米复合水凝胶在人工软骨中的研究进展》文中提出纳米复合水凝胶（nanocomposite hydrogels, NC hydrogels）作为人工软骨修复材料有很大的应用价值和吸引力.由于NC水凝胶具有与天然软骨细胞外基质（extracellular matrix, ECM）相似的结构,以及较好的力学性能、刺激响应性等优势,是软骨修复的理想支架材料.本综述详细介绍了用于人工软骨的NC水凝胶的最新研究进展,并按其成分加以分类,同时,介绍了其新型制备方法及使用范围,并讨论了NC水凝胶在临床应用的挑战与展望.
王阮彬,程丽乾,陈凯[2]（2022）在《高分子材料在3D打印生物骨骼及支架中的应用与价值》文中研究说明背景:目前制约3D技术发展的主要因素是可打印材料的种类有限,高分子材料因其优异的理化特性及种类的多样性在3D打印生物骨骼及支架领域得到了长足发展。目的:综述高分子材料在生物领域的应用现状和3D打印技术的优缺点。方法:检索CNKI中国期刊全文数据库、万方数据库、维普数据库及PubMed数据库收录的相关文献,检索时间设置为2000-2020年。中文检索词为"3D打印、熔融沉积成型、光固化成型技术、选择性激光烧结技术、天然高分子、合成高分子、生物医用、人工骨骼、人工骨支架",英文检索"3D printing;FDM;SLA;SLS;natural polymer;synthetic polymer;biomedical;artificial bone;artificial bone scaffold",最终选择了56篇文献进行归纳与总结。结果与结论:高分子材料因其种类繁多、理化性能优异、尺寸精度高、可加工性好等特点在生物领域发挥着越来越重要的作用,将高分子材料与金属、无机等材料进行复合可以提高其生物相容性、控制其降解性等,这更加拓展了高分子材料在生物领域的应用空间。3D打印技术主要是将信息技术与制造技术结合来实现三维实体打印成型,具有快速精准、个性化定制的特点,被广泛应用于生物医疗、铸造、航空航天等领域。将高分子材料与3D打印技术结合起来可以实现人体骨骼、器官、组织的个性化定制,有望解决临床上供体不足的难题,因此研发更加适合3D打印成型工艺的生物医用材料,以及如何将高分子材料与3D打印技术更好地结合成为目前的研究热点。
庄奥[3]（2021）在《导电丝素蛋白支架的构筑及神经轴突分化电调控的研究》文中提出神经组织的缺陷及损伤修复是目前临床治疗的一大难题。使用神经组织工程支架引导神经修复的方法是自体移植手术的一条有效可行的替代途径,基于电刺激（ES）对神经修复的促进作用,电活性神经组织工程支架材料在这一领域具有很好的应用潜力。再生丝素蛋白（RSF）和聚（3,4-乙烯二氧噻吩）（PEDOT）具有突出的生物相容性和导电性等特点,有望用于制备性能优良并具有独特优势的RSF/PEDOT类电活性神经组织工程支架,但目前此领域的研究尚处于起步阶段。本研究分别选用RSF和PEDOT类材料作为基体材料和导电功能体材料,提出了改进的化学氧化聚合沉积工艺及大分子插入嵌合新方法,制备了兼具良好的导电性、透明性及功能体和基体间粘附性的RSF/PEDOT类薄膜新材料,研究了各类工艺条件对制备的导电膜的结构与性能的影响及其原理,并通过大鼠嗜络细胞瘤细胞（PC12细胞）的体外培养证明了导电膜在神经组织工程领域的应用潜力。在此基础上,制备了具有微流体通道结构的导电RSF/聚（羟甲基-3,4-乙烯二氧噻吩）（PEDOT-OH）支架,并结合灌流培养方法及ES,评估了PC12细胞在该支架中的体外动态培养效果。本研究为RSF/PEDOT类电活性神经组织工程支架的研究与应用奠定了基础。本研究首先采用过硫酸铵（APS）作为氧化剂,引发羟甲基-3,4-乙烯二氧噻吩（EDOT-OH）单体在RSF表面的化学氧化聚合沉积反应。基于表面活性剂十二烷基硫酸钠（SDS）在EDOT-OH水溶液中形成的胶束结构对该沉积作用的促进,制备了表面导电层规整、稳定的导电RSF/PEDOT-OH膜材料。结果表明,表面活性剂用量、氧化剂用量、反应初始p H值,单体浓度均对RSF/PEDOT-OH膜的结构及性能有影响。在最佳反应条件下,RSF/PEDOT-OH膜的表面方块电阻（Rs）为3.28×105Ω/sq,对应电导率为6.1×10-3 S/cm,表现出良好的电化学稳定性,PEDOT-OH导电层的结构稳定性以及表面亲水性。PC12细胞在RSF/PEDOT-OH膜上生长良好,优于RSF膜,表明了其良好的生物相容性。为进一步提高RSF/PEDOT-OH膜的导电性并使其兼具良好的透明性,采用Fe Cl3替换APS作为氧化剂,利用SDS和Fe Cl3间的络合作用进一步提高了RSF/PEDOT-OH膜的导电性。针对单一氧化剂体系制备RSF/PEDOT-OH膜的导电性和透明性间的性能矛盾,本研究开发了一种用于RSF表面化学氧化聚合沉积的复合氧化剂配方（APS和Fe Cl3）,基于该体系中APS对Fe3+的再生以及聚合产物中来自不同氧化剂的离子所产生的静电吸引力,有效避免了导电层结构缺陷及过度沉积,在RSF表面沉积了结构规整的纳米级PEDOT-OH导电层,其兼具良好的导电性和透明性。在最佳反应条件下,RSF/PEDOT-OH膜材料的Rs为5.12×104Ω/sq,对应电导率为8.9×10-2 S/cm,在可见光区的最大透过率超过70%,并具有良好的电化学稳定性、导电层与基体间的粘附性及表面亲水性。同时,PC12细胞可在该膜上很好地粘附、生长和分化,并实现活细胞的实时观察,基于膜表面的导电层结构可对PC12细胞进行有效ES,对其轴突分化产生正向诱导作用。为进一步提高改性RSF膜的导电性和透明性,本研究基于RSF的构象转变及大分子的插入嵌合作用,开发了一种通过聚（3,4-乙烯二氧噻吩）:聚苯乙烯磺酸盐（PEDOT:PSS）水分散体对RSF薄膜进行一步改性的新方法,制备了透明导电RSF/PEDOT:PSS膜。经PEDOT:PSS水分散体/乙醇混合体系对RSF膜的浸泡处理,大分子可成功插入RSF膜表面,形成结构及性能稳定的透明导电层。体系中乙醇体积占比为70 vol.%时,RSF/PEDOT:PSS膜具有最佳的综合性能,Rs为3.83×103Ω/sq,对应电导率为1.003 S/cm,在可见光区的最大透过率超过80%,该突出性能使材料表面的电聚合沉积修饰及细胞的光刺激调控等应用成为可能。RSF/PEDOT:PSS膜表现出良好的电化学稳定性及导电层与RSF膜基体间的粘附性。基于膜表面的透明导电层结构可对PC12细胞进行有效ES培养及实时观察,产生轴突分化的正向诱导作用。为将改性后的导电RSF结构拓展到三维神经支架领域,本研究通过软光刻、模塑及粘合封装等工艺,制备了RSF微流体支架。最终制备了五段区域宽度依次为1750μm、885μm、720μm、630μm和520μm,高度为250μm的RSF微流体通道。将基于SDS胶束体系及复合氧化剂配方的化学氧化聚合沉积工艺拓展于微通道结构,成功制备了三维透明导电RSF/PEDOT-OH微流体支架,支架两端湿态电阻达到2.35×105Ω。相比未经改性的RSF微流体支架,RSF/PEDOT-OH支架更利于PC12的粘附,表现出较好的神经细胞培养潜力。PC12细胞经神经生长因子（NGF）诱导预分化及RSF/PEDOT-OH微流体支架中的动态灌流培养,表现出明显的分化现象。基于该导电微流体支架,每天对PC12细胞施加100 m V直流电信号刺激2.5 h,并持续两天后,细胞轴突数量增加。在该RSF/PEDOT-OH微流体支架中,PC12细胞能够保持良好生长的临界剪切力为4.57×10-3 Pa,该值可以反映这一支架中PC12细胞对支架材料表面的粘附力。综上所述,基于SF/PEDOT类材料在神经组织工程领域的应用潜力,本研究制备的RSF/PEDOT-OH、RSF/PEDOT:PSS膜及RSF/PEDOT-OH微流体支架材料有望在神经修复、有机生物电子等领域进一步拓展其应用,为新型生物质医用材料的开发提供参考。
侯建飞[4]（2021）在《部分脱蛋白骨和Ⅰ型胶原制备新型生物工程骨支架研究》文中研究指明[目的]本研究采用阳离子表面活性剂、硅烷偶联剂和浸泡干燥三种方法表面处理制备部分脱蛋白骨（PDPB）,与Ⅰ型胶原制备得到PDPB/Ⅰ型胶原复合支架,并培养大鼠骨髓间充质干细胞（BMSCs）接种于复合支架,探讨体外构建组织工程骨与细胞复合的最佳方法,为体内构建组织工程骨提供理论依据。[方法]①按文献方法制备PDPB,随机选择5块进行肉眼和扫描电镜观察;将PDPB随机分为3组,浸泡干燥法作为对照组,阳离子表面活性剂与硅烷偶联剂为实验组,进行表面改性和修饰,与Ⅰ型胶原复合制备得到PDPB/Ⅰ型胶原复合支架,微量凯氏定氮法测定三种PDPB/Ⅰ型胶原复合支架的含氮量,万能生物力学测试仪检测材料的三点抗弯曲、抗压缩等力学指标;②抽取大鼠骨髓,分离、纯化BMSCs,进行体外培养、鉴定,并对其生物学特性进行研究;③将BMSCs接种到三种方法处理的PDPB/Ⅰ型胶原复合支架共同培养,采用流式测定法检测复合支架上BMSCs的增殖情况,扫描电镜下观察细胞在复合支架上的附着及生长情况。[结果]①所制备的PDPB肉眼呈白色,质地硬而脆,表面有大量孔隙相互连通,呈蜂窝状,扫描电镜下具有原始骨小梁与疏松网孔结构,孔壁光滑;三种方法制备的复合材料的含氮量均随时间而增加,其中硅烷偶联剂处理的复合材料的含氮量均显着高于其他两组（P<0.05）;三点抗弯曲与抗压缩实验中,硅烷偶联剂处理72h制备的PDPB/Ⅰ型胶原复合材料的屈服强度和最大应力值与其他两组相比,均为最高（P<0.05）;②原代培养BMSCs刚接种时,细胞呈圆形,胞体透亮,都没有贴壁,与周围的造血干细胞相互混杂,1～2天后部分细胞开始贴壁,3天后完全贴壁,细胞逐渐变成短梭形,与成纤维细胞类似,形态均一。5～6天后细胞形成集落状,由10～20个细胞组成,形态变为长梭形或多角形,细胞排列呈一定的方向性,围绕中心呈漩涡状。此后集落逐渐增多,并且集落中的细胞数量逐渐增多,并融合为单层。随之细胞大部分融合,长满瓶底;流式细胞术检测结果示CD29和CD90高表达,CD34和CD45不表达或表达极少;ALP染色可见大量细胞呈ALP阳性,细胞融合成一团,失去以前的生长方式,ALP阳性的黑色颗粒状影像相互融合成网状。钙化结节经茜素红钙染色呈桔红色,互相融合,形成大片钙化影;③扫描电镜观察显示BMSCs在材料孔隙内生长、分化增殖,细胞附着最佳的是硅烷偶联剂处理72小时制备的复合材料;流式细胞术检测硅烷偶联剂处理72小时制备的复合材料的BMSCs增值情况最佳（P<0.05）。[结论]①与阳离子表面活性剂和单纯浸泡干燥相比,硅烷偶联剂处理的PDPB更有利于Ⅰ型胶原的粘附,且制备的PDPB/Ⅰ型胶原复合材料的力学性能更为优异;②本实验分离出的细胞是BMSCs,且增殖稳定,适合作为骨组织工程种子细胞;③三种方法制备的PDPB/Ⅰ型胶原复合支架均不引起明显的细胞免疫反应,细胞相容性良好,其中最有利于细胞附着、增殖的是硅烷偶联剂处理制备的复合材料。
陆康[5]（2021）在《微结构丝素蛋白薄膜的仿生制备及其在肌腱修复中的应用》文中认为随着运动健身的普及,越来越多的人开始进行体育锻炼,但由于人口老龄化及不正确的运动姿势,肌腱损伤发病率也逐年增加。常见的肌腱损伤包括肌腱病、肌腱撕裂/断裂伤等。肌腱损伤的治疗方式主要包括非手术治疗和手术治疗,非手术治疗一般适用于轻度损伤且效果有限,手术治疗包括残端清理缝合、自体或异体腱移植替代等,取得了广泛的疗效。由于肌腱的特殊生物学性能及愈合机制,损伤肌腱的愈合结果通常为瘢痕组织形成。不同于肌腱的原生基质结构,瘢痕组织基质内的胶原纤维呈无序排列,生物学功能较差且易发生二次损伤。组织工程是新兴的组织修复方法,其目的是通过生物材料促进组织原生结构的有效修复,研究内容包括种子细胞、支架材料及支架-细胞复合体构建三个方面。肌腱修复中,来自内源性修复细胞的肌腱干/祖细胞（TSPCs）,在肌腱修复中起到关键作用,是肌腱组织工程中常用的种子细胞。支架材料的制备是组织工程需着重考虑的因素。多种生物材料被用于肌腱修复研究,主要可分为天然材料及人工材料,天然材料生物毒性较小但其力学强度低,可加工性较差;人工材料虽易于制备且具有较好的力学性能,但其生物相容性较差,在体内存在潜在毒性。近年研究发现,丝素蛋白薄膜生物支架具有较好的生物相容性、可塑性及可控的力学强度,被应用于角膜、神经等组织修复并取得较好的效果,是软组织修复中优良的组织工程材料,在肌腱修复中具有较高的潜在价值,但还未得到深入研究。将丝素蛋白薄膜用于肌腱修复,需要使丝素蛋白薄膜具有与原生肌腱相似的微环境,才可有效提升其生物学功能最终促进肌腱修复。早期研究多以生物支架交联大分子活性基团（如生长因子）作为主要方法,但存在易失活、不稳定的缺点。近年组织工程研究指出,当生物支架具有与组织相似的物理性质（力学、硬度等）和微结构时,可有效促进组织修复。在丝素蛋白薄膜支架表面制备仿生物理微结构,是提升其生物学性能的有效方法且具有高稳定性和精准性的优点。以原生肌腱物理性质及微结构为参考,仿生制备具有生物功能的微结构丝素蛋白薄膜,对肌腱修复具有重要的应用价值。本研究首先分析了肌腱的微观结构及力学特点作为丝素蛋白薄膜生物支架的参考依据;然后仿生制备微结构丝素蛋白薄膜并观察其在体内对损伤肌腱的修复作用;最后在体外实验中探究微结构丝素蛋白薄膜对TSPCs的生物学调控作用及相关分子通路,综合评估微结构丝素蛋白薄膜在肌腱修复中的应用价值,为肌腱修复提供新的思路。1.肌腱显微结构与力学性能分析1.1方法1.1.1通过扫描电镜和苏木精-伊红染色观察肌腱组织微结构,并对胶原纤维宽度进行分析对比。1.1.2测试肌腱的生物力学特点。1.2结果1.2.1肌腱外观呈亮白色,触之质地紧实,韧性强,静息状态下呈蜷屈状,受到力后会随之伸展拉长,外观相对静息时更为细长且去除拉伸力后可恢复原有形态。1.2.2通过SEM观察肌腱,低倍放大时（50X）可见肌腱表面的结构致密,胶原纤维束在肌腱表面呈现褶皱样形态;放大100-500倍可见胶原纤维平行排列的胶原纤维束;放大倍数2000X-10000X可见胶原纤维由纳米级纤维丝构成。1.2.3 HE染色可见胶原纤维呈均为长条索状,粗细不一的胶原纤维在肌腱中呈平行排列;肌腱固有细胞具有相似的形态及排列特点。1.2.4胶原纤维的宽度主要分布在5-10μm,部分胶原纤维宽度小于5μm或大于15μm。1.2.5随着拉伸应力不断增加,肌腱中纤维丝、胶原纤维及纤维束被拉伸到极限载荷;随着进一步被动拉伸肌腱组织会分离断裂,应力数值归于初始值。1.3结论1.3.1肌腱由纳米级纤维丝排列形成的胶原纤维束,狭长的固有细胞夹杂在其中,纤维束直径主要分布于5-20μm之间且5-10μm区间占比最多。1.3.2肌腱样本的力学性能与其形变呈正相关。1.3.3肌腱纤维的形态及力学数据,作为微结构丝素蛋白薄膜材料制备的参考依据。2.仿生丝素蛋白薄膜支架的制备、改性与表征2.1方法2.1.1提取再生丝素蛋白溶液,参考1.3.3小节结果仿生制备具有不同微结构的丝素蛋白薄膜,水退火处理对材料进行改性处理。2.1.2傅立叶红外光谱仪（FTIR）检测丝素蛋白薄膜材料内的蛋白构象变化。2.1.3原子力显微镜（AFM）检测丝素溶液及丝素蛋白薄膜的物理特性。2.1.4扫描电镜（SEM）观察丝素蛋白薄膜表面微结构形态。2.1.5拉伸测试检测改性后不同微结构丝素蛋白薄膜的力学特性。2.2结果2.2.1丝素蛋白溶液的质量分数为4.53±3.4%,AFM显示丝素蛋白溶液内丝素纤维丝平行致密排列。2.2.2制备了不同表面结构的丝素蛋白薄膜,结构完整无皱缩及气泡,改性后薄膜材料的物理性质发生显着改变。2.2.3水退火处理后丝素蛋白薄膜内部β片层蛋白构象显着升高。2.2.4 AFM发现丝素蛋白薄膜支架经水退火改性后表面会出现纳米级粗糙结构。2.2.5 SEM观察到丝素蛋白薄膜表面微结构形态清晰且符合仿生设计尺寸。2.2.6无微结构与5μm微结构丝素蛋白薄膜的力学性能较低,10、15和20μm微结构丝素蛋白薄膜的最大抗拉强度与原生肌腱相似,但在拉伸过程中会提前达到最大载荷。2.3小结2.3.1再生丝素蛋白溶液性质稳定,以之为原料制备的丝素蛋白薄膜形态完整,水退火改性后支架的物理性质显着提升。2.3.2改性后丝素蛋白薄膜内部β-片层蛋白构象显着增加,材料表面会出现纳米级粗糙结构。2.3.3微结构为10、15、20μm的丝素蛋白薄膜具有较好的力学性能。3.微结构丝素蛋白薄膜在体内对损伤肌腱的修复作用3.1实验方法3.1.1建立大鼠跟腱损伤模型:正常组（N）、缺损组（D）、异体腱替代组（R）、无微结构丝素蛋白薄膜组（S）、微结构丝素蛋白薄膜组（G）。3.1.2应用MRI、苏木精-伊红及免疫组化染色分析微结构丝素蛋白薄膜在体内对损伤肌腱的修复作用。3.2实验结果3.2.1 D组跟腱组织的宽度及厚度明显高于其它组,S组与R组样本宽度及厚度低于D组,G组样本的宽度及厚度最低。3.2.2 MRI脂肪抑制像示:术后第4周R组、D组和S组均以炎性高信号为主,R组中可见异体腱低信号,G组可见少量不连续低信号;8周后D组仍以炎性高信号为主,R组异体腱两端呈炎性高信号,S组和G组均可见连续低信号,但S组信号连续性低于G组。3.2.3组织学染色示:D组纤维形态紊乱且再生相关标志物的表达量较低;R组移植腱的纤维结构与原生纤维不连续,肌腱分化标志物表达量较低;S组胶原纤维形态相比D组中相对有序,修复区两端两端纤维与原生纤维少量连续,肌腱蛋白C（TNC）和腱调蛋白（TNMD）表达轻度升高,但与R组无明显差别;G组胶原纤维排列最为有序且肌腱修复标志物TNC、TNMD和一型胶原蛋白（COLIA1）显着高于其它组。3.2.4组织学综合评分:G组显着高于其它组,S组与R组无明显差别,D组评分最低。3.3小结3.3.1微结构丝素蛋白薄膜可以减轻肌腱修复中的瘢痕增生,促进胶原纤维的有序形成及肌腱标志物的表达。4.微结构丝素蛋白薄膜对TSPCs生物学行为的调控及分子机制4.1微结构丝素蛋白薄膜对TSPCs生物学行为的调控4.1.1实验方法4.1.1.1提取原代TSPCs,通过免疫荧光及诱导分化染色鉴定其干/祖细胞特性。4.1.1.2将TSPCs与支架材料共培养后,活死细胞荧光共染观察丝素蛋白薄膜的细胞相容性,CCK-8监测细胞的增殖活性。4.1.1.3细胞骨架及细胞核双荧光染色观察TSPCs的细胞形态及空间排列。4.1.1.4聚合酶链式反应（PCR）分析TSPCs在不同材料组中肌腱分化标志物表达量差异。4.1.2结果4.1.2.1 TSPCs表面标志物CD3及CD34阴性,CD44和CD90呈阳性;经过分化诱导培养后,TSPCs分别向脂肪系、骨系和软骨系分化。4.1.2.2微结构丝素蛋白薄膜表面的TSPCs生存能力良好,不同组间内TSPCs的增殖能力无显着差异。4.1.2.3 5μm及10μm微结构丝素蛋白薄膜表面TSPCs呈现与原生肌腱中相似的细窄形态及空间排列,肌腱标志物基因表达也显着升高,当微结构为10μm时更为显着。4.1.3小结4.1.3.1丝素蛋白薄膜具有良好的生物相容性,微结构的加入不会影响TSPCs的细胞活性。4.1.3.2 10μm微结构丝素蛋白薄膜可显着改变TSPCs细胞形态和空间排列,并通过磷酸化黏着斑激酶（FAK）促进TSPCs朝向肌腱系分化。4.2微结构丝素蛋白薄膜调控TSPCs的内在分子机制4.2.1实验方法4.2.1.1 m RNA转录组学及蛋白组学高通量测序,分析TSPCs内差异基因和蛋白的表达情况。4.2.1.2 WB对比分析关键通路分子的蛋白表达量。4.2.2实验结果4.2.2.1聚类分析提示差异表达的基因和蛋白在功能及定位上具有协同性。4.2.2.2 GO分析提示差异基因及蛋白本体功能差异性主要包括:（1）细胞生理功能（Biological Process,BP）:迁移、粘附及表面蛋白定位;（2）基因分子功能（Molecular Function,MF）:结合肌动蛋白丝和肌动蛋白;（3）细胞成分（Cellular Component,CC）:肌动蛋白细胞骨架、肌动蛋白丝、应力纤维丝。4.2.2.3 KEEG富集分析提示差异变化集中在FAK-Actin信号通路和PI3K-AKT信号通路。4.2.2.4微结构10μm的丝素蛋白薄膜支架可促进TSPCs肌腱标志物SCX、TNC、TNMD及COLIA1的表达,黏着斑激酶（FAK）的磷酸化激活具有关键作用;TSPCs中整合素分子α2β1蛋白表达量显着升高;磷酸化PI3K和AKT（308/473）与肌腱标志物TNC和TNMD显着升高;在加入PI3K-AKT通路抑制剂后,TNC和TNMD的表达会同时被抑制。4.2.3小结4.2.3.1整合素α2β1作为TSPCs的膜下微环境感受器,负责感知微结构丝素蛋白薄膜支架中的物理信号并传递到细胞内。4.2.3.2微结构丝素蛋白薄膜通过FAK-Actin及FAK-PI3K-AKT分子途径协同调控TSPCs细胞骨架蛋白的重塑。4.2.3.3微结构丝素蛋白薄膜通过FAK-PI3K-AKT分子信号通路诱导TSPCs成肌腱分化。
刘荣涛[6]（2021）在《导电复合材料的制备及在电刺激下组织工程的应用研究》文中研究指明组织、器官的丧失或功能性障碍,以及因意外发生导致的损伤、退行性疾病等引发的伤痛是人类健康所面临的主要危害。组织工程的出现提供了一种对自体损伤小,适应性强的解决方案。作为组织工程中细胞和组织黏附和生长的场所,功能性生物支架材料制备和构造是实现受损组织修复和再生的基础和保障。外加电刺激与内源性电场协同作用下,可以调节和介导细胞生理活动,更好的促进细胞黏附、生长、增殖和分化等行为表现。由于导电聚合物电活性可调以及良好的生物相容性,因此基于导电聚合物复合生物支架材料的开发以及在组织工程和再生医学应用研究成为研究重点。本文从导电复合支架材料的制备和设计角度出发,合成和制备了导电可降解纳米纤维和柔性叉指电极薄膜两种生物支架。在无外加生长因子引入下,探究外加电刺激（电场强度、刺激时间）对黏附在导电复合支架表面细胞的生长、增殖和分化的影响。主要实验内容和结论如下:（1）以静电纺丝聚乳酸（PLA）纳米纤维为支撑基底,通过力学性能和孔隙率表现确定最佳PLA纳米纤维浓度。由于PLA自身的疏水性,对比物理和化学表面处理后氧化聚合得到的聚苯胺/聚乳酸（PANI/PLA）纳米纤维表面细胞黏附和生长状态,确定合适的表面处理方案。15%的PLA纳米纤维能够满足生物支架材料力学和孔隙率的要求,等离子体表面处理后原位PANI聚合得到的PANI/PLA纳米纤维表现出良好的润湿性,为细胞的黏附和生长提供了优良的环境,有利于细胞活性的增加。（2）PANI在体液环境下的电导率会降低,不能很好地发挥电活性作用。在PANI/PLA纳米纤维原位聚合过程中,选择三种无机酸（盐酸、硫酸和高氯酸）作为掺杂剂,调控聚苯胺的表面形貌,考察表面形貌的变化对生物相容性的影响。PANI/PLA纳米纤维表面的粗糙度增加有利于润湿性表现,较大粗糙度的表面为细胞黏附提供更多的接触位点,增加了细胞活性,表现出优良的生物相容性。但是,无机酸掺杂得到的PANI不稳定且易脱掺杂,选择不同掺量的有机酸（酒石酸）作为掺杂剂研究不同表面形貌PANI/PLA纳米纤维生物相容性的影响。酒石酸掺杂的PANI附着在PLA纳米纤维表面,纳米纤维状的PANI对生物相容性的增强效果明显优于纳米颗粒状PANI,而具有空心管状结构的PANI对生物相容性增强作用最优。（3）考虑到在体液环境下的电活性,选择对pH不敏感的聚吡咯（PPy）为导电基底,引入还原性石墨烯（rGO）使得PPy能够在纳米纤维表面紧密且连续包裹,实现聚吡咯基复合纳米纤维持续和稳定的导电性能,进而考察不同强度电刺激对黏附在复合纳米纤维表面神经细胞的再生和分化研究。rGO的掺入增加了PLA/rGO/PPy复合纳米纤维的电导率,当rGO掺量为3.5%时,PLA/rGO/PPy复合纳米纤维电导率达到最大,为1.46×10-1S/cm,显示出良好的导电性。将0、100、400和700mV/cm的电场施加于接种在PLA/rGO3.5/PPy复合纳米纤维表面的PC-12细胞,细胞的生长和增殖表现随电场增加表现出先升高后降低的趋势,在400 mV/cm下的表达水平最高,神经元分化的轴突生长长度也呈现出类似的规律,并从蛋白吸附变化趋势做出解释。（4）由于电刺激下导电纳米纤维在实际应用过程中的局限性和一些副作用,开展了基于柔性聚酰亚胺（PI）的石墨烯/聚吡咯叉指电极复合导电薄膜的研究工作。在PI表面激光刻蚀得到激光诱导石墨烯（LIG）叉指电极基底,PPy经电化学沉积在石墨烯表面生长,得到石墨烯/聚吡咯（LIG/PPy）叉指电极复合薄膜,研究PPy厚度和电刺激时间对生长在复合薄膜表面神经细胞再生和分化的影响。PI经激光刻蚀后的LIG表面形成明显的3D多孔互联骨架结构,电化学沉积时间越长,LIG/PPy的电导率越大。在400mV/cm电刺激下,LIG/PPy表面PC-12细胞增殖主要受电场的影响,说明电刺激的本质是场效应作用。400mV/cm下施加不同时间的电刺激,LIG/PPy表面PC-12细胞MTT值随着时间的延长而增加,但在刺激4h后,MTT值增加变缓。电刺激在无外加神经生长因子的介入时,可以明显的促进PC-12细胞的神经元分化。随着电刺激时间延长,神经表型明显增多,但长时间刺激后（8h和12h）观察到的神经表型增加有限。随着电刺激时间延长,蛋白吸附量在逐渐增加。电刺激4h到8h之间蛋白的吸附增加量逐渐变缓,继续延长刺激时间到12h,蛋白吸附量甚至有降低的趋势。
冯照喧[7]（2021）在《生物基可降解聚氨酯的合成、功能化改性及医学应用研究》文中进行了进一步梳理可降解聚氨酯材料具有分子可设计性强和对环境友好的特点,可以实现对材料性能、降解方式和降解速率的调控,是目前开发生物医学应用新材料的研究热点之一。但是现有合成可降解聚氨酯材料的细胞粘附性能普遍不佳,缺乏生物活性和功能,对其降解性能、降解机理及降解产物的生物相容性等研究有待进一步完善。因此,新的可降解聚氨酯材料的分子设计、合成及功能化改性对于促进其在生物医学领域的应用具有重要意义。本文采用可降解聚酯二元醇、氨基酸、生物基聚醚多元醇和聚乙二醇等原料设计合成了两种不同形态的可降解聚氨酯,并对其成型性能、力学性能、降解性能和生物相容性进行系统研究。在此基础上,将微生物来源多糖、动物来源多糖、植物蛋白和动物蛋白等生物基材料引入合成的可降解聚氨酯中来改善其生物相容性、机械性能和降解性能,并将其应用于3D生物打印、药物缓释和软骨组织再生等生物医学领域,为可降解聚氨酯材料在生物医疗领域的临床应用奠定基础。合成了一系列氨基酸改性的阴离子水性聚氨酯WBPU,研究亲水性扩链剂含量对WBPU结构与性能的影响。与PLA降解性能的对比研究证实,WBPU降解产物无细胞毒性,且不会引起局部酸性产物的积累。将WBPU与熔融生物3D打印技术结合,在50～60℃下成功打印了具有复杂结构的组织工程支架。研究了针头尺寸、挤出速度和微丝间距等工艺参数对WBPU打印成型性能的影响,并对WBPU支架的细胞相容性、血液相容性与组织相容性进行评价。结果显示兔软骨细胞和大鼠成纤维细胞可以在WBPU支架上粘附和增殖,且WBPU支架不会引起溶血作用和明显的急性免疫排斥反应,具有良好的生物相容性。采用BCN、CS、SF和SP对水性聚氨酯进行功能化改性制备复合纳米水凝胶。对不同生物质改性PU材料的力学性能、降解性能、吸水性、亲水性和细胞相容性进行对比研究。结果显示PU/BCN和PU/CS纳米复合材料综合性能相对于单纯PU得到明显提升,而PU/BCN更适合采用低温沉积3D生物打印的方法制备组织工程支架;进一步将打印成型的PU/BCN支架用于巴马香猪弹性软骨缺损修复,结果显示负载细胞的支架植入8个月后,耳软骨处有新生类弹性软骨组织形成,支架材料完全被降解吸收。利用可降解WPU与CS之间的超分子静电相互作用制备了一系列WPU/CS复合膜,研究了复合膜的化学结构、微观形貌、亲水性、热性能、降解性能、血液相容性和细胞相容性。以广谱抗肿瘤药物阿霉素（DOX）为模型药物,设计了一种植入式抗肿瘤药物缓释体系,并考察了该药物缓释体系的DOX负载效率及其在超声控制下的释放行为。体外释放行为和细胞实验证实载药膜的DOX负载效率达到95%以上,其中WPU/CS-KH550-DOX缓释效果最佳,释放速率稳定可控,且抗肿瘤效率与DOX负载量有明显的量效关系。以蓖麻油聚氧乙烯醚（EL20）、IPDI、PEG、大豆分离蛋白（SPI）等为原料合成一系列可注射聚氨酯/大豆蛋白复合多孔支架（PUSF）,并研究催化剂比例、发泡剂比例和泡沫稳定剂含量对支架结构与性能的影响。在PUSF支架上培养兔软骨细胞,观察细胞在材料表面的形态并验证软骨细胞在PUSF支架中经培养后软骨特征蛋白的表达;在此基础上,采用优化的PUSF支架负载基质细胞衍生因子（SDF-1）,验证SDF-1对BMSCs的募集作用。体外诱导BMSCs迁移能力的测试结果证实PUSF@SDF-1活性支架可以有效诱导BMSCs迁移并且诱导能力与SDF-1的负载浓度正相关。PUSF@SDF-1支架经大鼠皮下植入炎症反应较轻,作为无细胞组织工程支架植入体内是安全的。
王自强[8]（2020）在《共混改性脂肪族聚酯基组织工程支架材料的3D打印和表征研究》文中进行了进一步梳理组织工程是临床病、缺损组织再生修复治疗的潜在策略。支架材料作为组织工程的组成要素,是组织工程领域重要的研究方向。脂肪族聚酯,如左旋聚乳酸（PLLA）、聚己内酯（PCL）和聚（L-丙交酯-co-ε-己内酯）（PLCL）,具有良好的生物相容性、生物可降解性以及易加工成型等优点,被广泛用于组织工程支架材料的构建。然而,单一聚合物材料难以满足支架材料构建中所需的复杂的力学、生物学性能要求。因此,有必要通过各种改性方法来改善聚合物材料的性能,以构建基于脂肪族聚酯的组织工程支架材料。共混改性可以显着改善聚合物材料的性能,是制备改性脂肪族聚酯复合材料的最常用方法。特别是,这些复合材料能够适用于3D打印技术,为精确构建具有复杂结构的个性化组织工程支架材料提供可行的方法。本课题以PLCL为基材,利用共混改性技术制备了系列PLCL/PLLA和PLCL/PCL复合材料,系统地考察了复合材料的性能,分析了组分相容性与复合材料性能的相关性及可能机制;研究了复合材料通过熔融层积成型（FDM）技术制备组织工程支架材料的可行性,以期为PLCL的改性和性能优化提供参考,为具有仿生力学性能的组织工程支架材料的3D打印构建提供依据。主要研究内容以及结论如下:1.PLCL/PLLA复合材料的制备与表征:以PLCL为基体相、PLLA为分散相,利用共混改性的方法,制备了系列PLCL/PLLA复合材料。通过热稳定性、热力学行为、力学性能、宏微观形貌以及流体力学行为等检测手段,系统考察了两组分之间的相容性,对比分析了不同复合材料之间的性能差异。研究发现,PLCL/PLLA复合材料具有良好的热稳定性,其力学和流体力学等性能随两组分比例不同而变化。共混体系中PLCL与PLLA的相容性与二者的比例有关,当PLLA含量为10%时,PLCL/PLLA共混物为完全相容体系;当PLLA含量为20%-50%时,PLCL/PLLA共混物为部分相容体系;与PLLA共混后,PLCL弹性模量和抗拉强度分别由3.66 MPa和30.41 MPa升高到了 665.63 MPa和37.86MPa;其熔体复合黏度则由25110 Pa·s降到了 514.26 Pa·s。通过改变复合材料中PLCL和PLLA的比例,可以获得力学性能和熔体流变性能可调控的复合材料,为构建性能可控的组织工程支架材料提供可选择的材料。2.PLCL/PLLA复合支架的3D打印与表征:以上一部分的系列PLCL/PLLA复合材料为原料,利用FDM技术,打印了一系列具有不同孔隙率的无边框三维多孔支架材料。通过观察支架材料的宏/微观结构,以及应力松弛和体外加速降解实验,评估了复合材料的3D打印性能,分析了不同支架材料的力学性能和降解性能。研究发现,共混改性的PLCL/PLLA复合材料具有良好的可3D打印性,利用FDM技术,可以打印获得孔隙贯通的三维多孔支架材料。3D打印的PLCL/PLLA复合支架具有良好的粘弹性和可降解性,其松弛时间最快仅为10.36s。通过改变复合材料中PLCL和PLLA的比例以及打印参数中的填充率,可以调控支架材料的孔径、孔隙率、力学性能以及降解速率,为多种组织工程支架材料的3D打印构建提供了材料选择的依据和参考。3.PLCL/PCL复合材料的制备与表征:为满足软组织的组织工程构建需求,本部分以PLCL为基体相、PCL为分散相,通过共混改性,制备了系列PLCL/PCL复合材料。采用与第一部分相同的检测手段,对PLCL/PCL复合材料的性能进行了表征研究。研究发现,复合材料具有良好的热稳定性;PLCL/PCL共混物均为部分相容体系;PLCL与PCL的共混可提高PLCL的刚度和机械强度,与PCL共混后,PLCL弹性模量和抗拉强度分别由3.66 MPa和30.41 MPa升高到了 125.43 MPa和36.62MPa;调整PLCL和PCL的比列,可以获得从强而韧到软而韧的复合材料,满足多种软组织的组织工程支架材料力学性能需求;PCL的加入,也改善了 PLCL的熔体加工性能,使其熔体复合黏度由46502 Pa·s降到了 1058.4 Pa·s,复合材料具有通过熔融沉积成型（FMD）技术进行3D打印的潜能。4.PLCL/PCL复合支架的3D打印与表征:以第三部分制备的系列PLCL/PCL复合材料为原料,利用FDM技术,打印了一系列具有不同孔隙率的无边框三维多孔模型支架。分别对不同支架材料的3D打印性能和力学性能进行了比较分析;并以力学性能测试结果为依据,结合天然耳廓软骨力学性能特点,选择了合适的PLCL/PCL复合材料及3D打印参数,打印了成人耳廓软骨支架,检验了复合材料打印构建复杂形状和结构的可行性。此外,通过体外细胞培养实验,初步考察了 3D打印模型支架对兔耳软骨细胞的粘附、增殖等的影响。研究发现,PLCL/PCL复合材料具有良好的可3D打印性,所打印支架都具有良好的粘弹性,最快松弛时间仅为22.72s;通过调整组成比例及3D打印参数,可以制备力学性能可调的PLCL/PCL复合支架;其中,PLCL90PCL10复合支架的弹性模量约为～11MPa,具有与天然耳软骨相似的力学性能;通过3D打印,可以获得形状复杂且不规整的、孔隙贯通的多孔耳廓软骨支架;初步的细胞实验结果显示,PLCL/PCL模型支架对兔耳软骨细胞有良好的相容性,在耳廓软骨组织工程中具有应用潜能。综上所述,本文通过共混改性制备了 PLCL基复合材料,表征了材料性能,研究了其通过3D打印制备性能可控、三维多孔支架材料的潜力,初步考察了复合材料在3D打印耳廓软骨组织工程支架材料的可行性。结果发现:本研究条件下,通过共混改性可以获得系列性能不同的PLCL/PLLA和PLCL/PCL复合材料。PLLA或PCL的加入可以增强PLCL的刚度和机械强度,提高PLCL熔体流动性。复合材料具有良好的3D可打印性,可打印具有不同孔隙率的无边框三维多孔支架。通过改变复合材料的组分和其比例及3D打印参数,可以调控支架材料的孔径、孔隙率及力学性能等,为多种组织、器官的工程化构建提供了可选择的支架材料。研究发现,3D打印的PLCL90PCL10复合支架具有与天然耳廓软骨相似的力学性能,并对兔耳软骨细胞具有良好的相容性,显示了其在耳廓软骨组织工程应用的潜能。
刘玉[9]（2020）在《PLA/PVA/SA复合纱线的机织支架构建》文中提出组织工程支架功能上相当于细胞外基质（ECM）,不仅为细胞黏附、生长提供场所,还为细胞生长提供营养并进行气体交换、排泄废物等。其中水凝胶材料具有良好的生物相容性和三维微孔结构,在生物支架材料方面有很高的应用价值。将天然聚合物和人工合成聚合物复合有助于得到功能良好的水凝胶生物材料。此外将水凝胶与纱线、织物等支架复合来制备复合支架,是当前的研究热点,所得复合支架兼具水凝胶特殊微孔结构及纱线优异的可调控和可织造性,在诸多领域具有潜在的应用价值。本文选取一定质量比的聚乙烯醇（PVA）/海藻酸钠（SA）水凝胶与聚乳酸（PLA）短纤纱复合,制备出具有良好生物性能的复合纱线,并选用PLA/PVA/SA复合纱线作为纬纱、纯PLA长丝作为经纱进行织造,制备出PLA/PVA/SA复合机织支架。并对支架表面形貌、化学结构、力学性能、吸水性能和体外生物活性进行研究。具体研究内容如下:（1）PVA/SA水凝胶的制备与性能研究将PVA溶液、SA溶液复合,经冷冻、解冻、浸泡和干燥后获得PVA/SA复合水凝胶。通过扫描电子显微镜（SEM）、能谱（EDS）、红外光谱仪（FTIR）、溶胀度和孔隙率对其形貌结构、元素组成、基团变化、吸水溶胀性和凝胶致密程度表征分析。结果表明:凝胶微孔结构较为规整,随着SA含量增加,凝胶微孔由致密变得疏松,网孔增大。与纯PVA水凝胶相比,复合水凝胶溶胀度增加了 59%左右,孔隙率提高到78%。（2）PLA/PVA/SA复合纱线的制备与性能研究将PLA短纤纱与PVA/SA水凝胶溶液复合,经冷冻、解冻、浸泡和干燥后获得水凝胶复合纱线,并进一步进行矿化处理。通过扫描电子显微镜（SEM）、能谱（EDS）、红外光谱仪（FTIR）、吸水率和拉伸测试对其形貌结构、元素组成、基团变化、亲水性和力学性能表征分析。结果表明:复合纱线中水凝胶成功披覆纱线表面并渗透入纱线内部,在纱线表面形成三维微孔结构;经矿化处理后,纱线表面沉积并生长大量磷灰石,且磷灰石含量多于纯PLA短纤纱,表明复合纱线具有良好的体外生物活性;与纯PLA短纤纱相比,复合纱线吸水率增加约50%,力学性能增强。（3）PLA/PVA/SA复合纱线的机织支架制备与性能研究将自制PLA/PVA/SA复合纱线作为纬纱,PLA长丝作为经纱,选用平纹、变则缎纹组织结构织造复合机织支架,并进一步进行矿化处理。通过扫描电子显微镜（SEM）、能谱（EDS）、红外光谱仪（FTIR）、溶胀度、孔隙率、和拉伸测试对其形貌结构、元素组成、基团变化、吸水溶胀性、致密程度和力学性能表征分析。结果表明:复合机织支架中纬向复合纱线表面微孔结构保存良好;经矿化处理后,机织支架表面沉积大量磷灰石,复合机织支架中磷灰石含量多于纯机织支架,且复合机织支架中纬向复合纱线上磷灰石含量多于经向纯PLA长丝,表明复合机织支架具有良好的体外生物活性;与纯机织支架相比,复合机织支架溶胀度增加,随着复合纱线中水凝胶含量不同,稍有变化。变则缎纹机织支架溶胀度约为平纹机织支架溶胀度1.5倍;复合机织支架亲水性提高,孔隙率稍有减小,纬向断裂应力提高。综上所述,PLA/PVA/SA复合纱线,PLA/PVA/SA复合机织支架具有良好的体外生物活性、吸水性和力学性能等,可用于构建组织工程支架材料。
张平生[10]（2019）在《选择性激光烧结制备无机物增强PCL复合骨支架及其表面修饰》文中提出随着骨缺损患者的不断增多,自体骨和异体骨难以满足日益增长的骨修复材料的需求,骨组织工程提供了一种新的解决思路。骨支架是骨组织工程的首要问题,它不仅对周围的组织起支撑作用,还为细胞和新骨提供生长环境。聚己内酯（PCL）由于其良好的生物相容性和生物降解性,常用作骨支架材料,但PCL骨支架亦存在生物活性不足、力学强度不高等缺点。针对这些缺点,本文以PCL为基体,同时加入鸡蛋壳粉（ES）和多壁碳纳米管（MWCNTs）以增强其力学性能和生物学性能,并用选择性激光烧结技术（SLS）制备三维多孔复合骨支架;用壳聚糖（CS）/羟基磷灰石（HA）凝胶对SLS制备的PCL骨支架进行表面修饰以改善其生物活性和细胞增殖性能;并对骨支架的宏观微观形貌、物相组成、热学性能、亲水性、生物活性、生物降解性能、细胞毒性以及细胞增殖性能进行检测。主要研究内容和结果如下:（1）先在PCL基体中单独加入ES粉末,混合均匀后用SLS技术制成三维多孔骨支架。用不同的工艺参数制备PCL和PCL/ES支架,得到了最优的SLS工艺参数。检测结果显示SLS加工工艺没有破坏原材料的物相组成和分子官能团结构;ES粉末的加入改善了PCL的结晶性能和热稳定性,改善了骨支架的亲水性,提高了骨支架的细胞增殖性能;但是骨支架的压缩强度增加不大,孔隙率有所下降。然后在PCL基体中单独加入不同含量的MWCNTs,并用SLS技术制备三维多孔骨支架。测量结果显示骨支架的尺寸精度和孔隙率随MWCNTs含量的增加而下降;但是骨支架的力学性能由于MWCNTs的加入而得到显着的增强,其压缩、拉伸和弯曲强度随着MWCNTs含量的增加先增大后减小,在MWCNTs含量为0.5wt%时达到最大值,分别为10.56、14.36和14.84MPa,相比纯PCL样件分别增加了35.4%、31.1%和38.2%;从微观角度探讨了MWCNTs对骨支架力学性能的增强机理,并用分子动力学模拟从分子层面进一步证实MWCNTs对PCL支架力学性能的增强作用。最后为同时改善PCL骨支架的力学性能和生物学性能,在PCL基体上同时加入ES和MWCNTs两种增强相,采用SLS技术制成多孔骨支架,并对其形貌和性能进行检测。结果显示:PCL/3ES/0.5MWCNTs骨支架相比纯PCL骨支架压缩强度提高了30.8%,拉伸强度提高了22.4%,而且具有更好的亲水性,但是孔隙率由原来的88%降低到72%,不过仍然超过70%,能为细胞的迁移和增殖提供必要的空间;矿化实验中PCL/3ES/0.5MWCNTs骨支架表面有磷灰石晶体析出,而PCL支架表面没有;体外细胞实验显示PCL/3ES/0.5MWCNTs骨支架的细胞相对增殖率为94.7%,细胞毒性为1级,而PCL骨支架的细胞相对增殖率为74.7%,细胞毒性为2级。以上试验结果表明SLS制备的PCL/3ES/0.5MWCNTs骨支架具有更好的机械力学性能和生物学性能,且任然拥有较好的孔隙率,有望在临床上得到应用。（2）羟基磷灰石是人体和动物骨骼的主要组成部分,具有极好的生物活性和骨诱导性。纳米羟基磷灰石（n-HA）由于其较高的比表面积,更有利于细胞的粘附,因此在PCL粉末基体中加入不同含量的n-HA粉末以改善其生物性能,并用SLS技术制成多孔贯通的骨支架,然后对骨支架的性能进行检测。检测结果显示n-HA的加入使粉末的烧结性能变差,随着n-HA含量的增加,骨支架的表面更粗糙,精度更低,孔隙率更小;加入1wt%n-HA时骨支架的压缩强度略有提高,但是随着n-HA含量的继续加大,骨支架的压缩强度降低较多;但是体外细胞实验中显示加入n-HA的骨支架浸提液中的细胞增殖率明显高于纯PCL,细胞毒性也由原来的2级改善为1级。说明n-HA的加入能促进细胞的生长和增殖,改善骨支架的细胞毒性。（3）大部分的细胞都是粘附在骨支架表面,因此骨支架表面材料的性能对细胞的粘附和增殖有重要的影响。将选择性激光烧结制备的PCL骨支架浸入原位合成的CS/HA悬浮液中,通过真空浸泡、低速离心和冷冻凝胶等方式使PCL骨支架的表面和孔内粘附一层CS/HA凝胶,以改善PCL骨支架的生物活性和细胞增殖性能。并用扫描电镜（SEM）、X射线衍射（XRD）、压缩强度测试、体外降解和体外细胞实验等方法对支架的形貌、物相组成、力学性能和生物性能进行检测分析。XRD图谱表明原位合成的方法生成了HA;复合骨支架的SEM图片显示冷冻凝胶的方法形成了CS/HA凝胶,且与PCL骨支架表面黏附紧密;表面修饰后得到的PCL-CS/HA复合骨支架的力学性能比PCL骨支架略有降低,但是仍达到松质骨要求;表面水接触角由原来的65°减小为42°,改善了骨支架的亲水性,有利于细胞在支架表面的粘附;CS/HA的加入加快了骨支架的降解速度,同时能中和PCL骨支架降解时产生的酸性物质,改善了骨支架的生物相容性;体外细胞实验结果显示PCL-CS/HA浸泡液中细胞最具活性且增殖数量最多,表明CS和HA的加入有效提升了骨支架的细胞增殖活性。
二、聚乳酸软骨组织工程支架制备、改性及其细胞相容性研究（论文开题报告）
（1）论文研究背景及目的
此处内容要求：
首先简单简介论文所研究问题的基本概念和背景，再而简单明了地指出论文所要研究解决的具体问题，并提出你的论文准备的观点或解决方法。
写法范例：
本文主要提出一款精简64位RISC处理器存储管理单元结构并详细分析其设计过程。在该MMU结构中,TLB采用叁个分离的TLB,TLB采用基于内容查找的相联存储器并行查找,支持粗粒度为64KB和细粒度为4KB两种页面大小,采用多级分层页表结构映射地址空间,并详细论述了四级页表转换过程,TLB结构组织等。该MMU结构将作为该处理器存储系统实现的一个重要组成部分。
（2）本文研究方法
调查法：该方法是有目的、有系统的搜集有关研究对象的具体信息。
观察法：用自己的感官和辅助工具直接观察研究对象从而得到有关信息。
实验法：通过主支变革、控制研究对象来发现与确认事物间的因果关系。
文献研究法：通过调查文献来获得资料，从而全面的、正确的了解掌握研究方法。
实证研究法：依据现有的科学理论和实践的需要提出设计。
定性分析法：对研究对象进行“质”的方面的研究，这个方法需要计算的数据较少。
定量分析法：通过具体的数字，使人们对研究对象的认识进一步精确化。
跨学科研究法：运用多学科的理论、方法和成果从整体上对某一课题进行研究。
功能分析法：这是社会科学用来分析社会现象的一种方法，从某一功能出发研究多个方面的影响。
模拟法：通过创设一个与原型相似的模型来间接研究原型某种特性的一种形容方法。
三、聚乳酸软骨组织工程支架制备、改性及其细胞相容性研究（论文提纲范文）
（1）纳米复合水凝胶在人工软骨中的研究进展（论文提纲范文）
| 1 引言 |
| 2 纳米复合水凝胶 |
| 2.1 纳米粒子 |
| 2.1.1 碳基纳米粒子 |
| 2.1.2 聚合物纳米粒子 |
| 2.1.3 金属及其氧化物纳米粒子 |
| 2.1.4 无机纳米粒子 |
| 2.2 水凝胶聚合物基体 |
| 2.2.1 天然高分子 |
| (1)透明质酸 |
| (2)明胶 |
| (3)海藻酸盐 |
| (4)壳聚糖 |
| (5)结冷胶 |
| (6)多种混合天然水凝胶 |
| (7)天然水凝胶面临的挑战 |
| 2.2.2 合成高分子 |
| (1)聚乳酸-羟基乙酸共聚物 |
| (2)聚乙二醇 |
| (3)聚乙烯醇 |
| (4)聚丙烯酰胺 |
| (5)聚ε-己内酯 |
| (6)聚(丙交酯-共-己内酯) |
| 3 NC水凝胶支架成型方法 |
| 3.1 水凝胶注射成型 |
| 3.2 3D打印成型及梯度软骨支架 |
| 3.3 静电纺丝 |
| 3.4 冷大气等离子体表面修饰 |
| 4 软骨修复 |
| 4.1 种子细胞 |
| 4.2 生物活性因子 |
| 5 挑战与展望 |
（3）导电丝素蛋白支架的构筑及神经轴突分化电调控的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 主要缩略词表 |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 研究背景 |
| 1.2 电活性神经组织工程支架研究进展 |
| 1.2.1 神经组织工程支架简介 |
| 1.2.2 电刺激在神经修复领域的意义 |
| 1.2.3 电活性神经组织工程支架 |
| 1.3 SF支架研究进展 |
| 1.3.1 SF及SF组织工程支架研究简介 |
| 1.3.2 SF神经组织工程支架 |
| 1.3.3 导电SF神经组织工程支架 |
| 1.3.4 SF微流体组织工程支架 |
| 1.4 PEDOT材料研究进展 |
| 1.4.1 PEDOT的结构和性质 |
| 1.4.2 PEDOT在神经组织工程领域的研究进展 |
| 1.4.3 导电SF/PEDOT复合材料 |
| 1.5 本论文的研究意义、研究内容和创新点 |
| 1.5.1 本论文的研究意义 |
| 1.5.2 本论文的主要研究内容 |
| 1.5.3 本论文的创新点 |
| 参考文献 |
| 第2章 基于APS单氧化剂体系制备导电RSF/PEDOT-OH膜的研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验原料及实验设备 |
| 2.2.1 实验原料 |
| 2.2.2 实验设备 |
| 2.3 实验部分 |
| 2.3.1 RSF溶液的制备 |
| 2.3.2 RSF薄膜的制备 |
| 2.3.3 导电RSF/PEDOT-OH膜的制备 |
| 2.4 测试与表征 |
| 2.4.1 SDS胶束的粒径分布测试 |
| 2.4.2 RSF/PEDOT-OH膜的导电性测试 |
| 2.4.3 RSF膜在不同环境中的降解性测试 |
| 2.4.4 RSF/PEDOT-OH膜的红外光谱测试 |
| 2.4.5 RSF/PEDOT-OH膜的表面及截面形貌测试 |
| 2.4.6 RSF/PEDOT-OH膜的电化学性能测试 |
| 2.4.7 RSF/PEDOT-OH膜的导电层稳定性测试 |
| 2.4.8 RSF/PEDOT-OH膜的亲水性测试 |
| 2.4.9 RSF/PEDOT-OH膜的生物相容性表征 |
| 2.5 结果与讨论 |
| 2.5.1 RSF/PEDOT-OH膜的改性原理 |
| 2.5.2 表面活性剂用量对RSF/PEDOT-OH膜结构和导电性能的影响 |
| 2.5.3 氧化剂用量对RSF/PEDOT-OH膜结构和导电性能的影响 |
| 2.5.4 初始pH值对RSF/PEDOT-OH膜导电性能的影响 |
| 2.5.5 单体浓度对RSF/PEDOT-OH膜结构和导电性能的影响 |
| 2.5.6 RSF/PEDOT-OH膜的电化学性能 |
| 2.5.7 RSF/PEDOT-OH膜的导电层稳定性 |
| 2.5.8 RSF/PEDOT-OH膜的亲水性 |
| 2.5.9 RSF/PEDOT-OH膜的生物相容性 |
| 2.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第3章 基于FeCl_3/APS复合氧化剂体系制备透明导电RSF/PEDOT-OH膜的研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验原料及实验设备 |
| 3.2.1 实验原料 |
| 3.2.2 实验设备 |
| 3.3 实验部分 |
| 3.3.1 RSF溶液的制备 |
| 3.3.2 RSF薄膜的制备 |
| 3.3.3 透明导电RSF/PEDOT-OH膜的制备 |
| 3.4 测试与表征 |
| 3.4.1 RSF/PEDOT-OH膜的导电性、透明性测试及表征 |
| 3.4.2 RSF/PEDOT-OH膜的红外光谱测试 |
| 3.4.3 RSF/PEDOT-OH膜的表面及截面形貌测试 |
| 3.4.4 水中PEDOT-OH产物的形貌测试 |
| 3.4.5 RSF/PEDOT-OH膜及水中PEDOT-OH产物的元素成分分析测试 |
| 3.4.6 RSF/PEDOT-OH膜的电化学性能测试 |
| 3.4.7 RSF/PEDOT-OH膜的导电层粘附性测试 |
| 3.4.8 RSF/PEDOT-OH膜的亲水性测试 |
| 3.4.9 基于透明导电RSF/PEDOT-OH膜的PC12细胞培养 |
| 3.5 结果与讨论 |
| 3.5.1 基于FeCl_3氧化剂体系制备RSF/PEDOT-OH膜及其性能 |
| 3.5.2 基于复合氧化剂体系制备RSF/PEDOT-OH膜及其性能 |
| 3.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第4章 基于PEDOT:PSS一步法制备透明导电RSF膜的研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验原料及实验设备 |
| 4.2.1 实验原料 |
| 4.2.2 实验设备 |
| 4.3 实验部分 |
| 4.3.1 RSF薄膜的制备 |
| 4.3.2 RSF/PEDOT:PSS膜的制备 |
| 4.3.3 RSF/PEDOT:PSS膜的相分离后处理 |
| 4.4 测试与表征 |
| 4.4.1 RSF/PEDOT:PSS膜的导电性、透明性测试及表征 |
| 4.4.2 RSF/PEDOT:PSS膜的红外光谱测试 |
| 4.4.3 RSF/PEDOT:PSS膜的表面,截面结构形貌测试 |
| 4.4.4 RSF/PEDOT:PSS膜的元素成分分析测试 |
| 4.4.5 RSF/PEDOT:PSS膜的结晶结构测试 |
| 4.4.6 RSF/PEDOT:PSS膜的电化学性能测试 |
| 4.4.7 RSF/PEDOT:PSS膜的导电层粘附性测试 |
| 4.4.8 RSF/PEDOT:PSS膜的亲水性测试 |
| 4.4.9 基于RSF/PEDOT:PSS膜的PC12细胞培养 |
| 4.5 结果与讨论 |
| 4.5.1 RSF/PEDOT:PSS膜的改性机理分析 |
| 4.5.2 RSF/PEDOT:PSS膜的性能分析 |
| 4.5.3 RSF/PEDOT:PSS膜的PC12细胞电刺激培养研究 |
| 4.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第5章 导电RSF微流体支架中的细胞动态培养及神经轴突电调控研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验原料及实验设备 |
| 5.2.1 实验原料 |
| 5.2.2 实验设备 |
| 5.3 实验部分 |
| 5.3.1 RSF微流体支架的参数设计 |
| 5.3.2 RSF微流体支架的制备 |
| 5.3.3 RSF微流体支架的导电改性 |
| 5.3.4 RSF/PEDOT-OH微流体支架中的PC12细胞培养 |
| 5.4 测试与表征 |
| 5.4.1 RSF薄膜的红外光谱测试 |
| 5.4.2 SU-8 光刻胶阳模和PDMS阳模的微通道尺寸表征 |
| 5.4.3 RSF微流体支架的通道结构表征 |
| 5.4.4 RSF/PEDOT-OH微流体支架的导电性表征 |
| 5.4.5 RSF/PEDOT-OH微流体支架的导电层形貌表征 |
| 5.4.6 RSF/PEDOT-OH微流体支架内培养细胞的生长情况表征 |
| 5.4.7 细胞灌流培养液的密度与粘度测试 |
| 5.5 结果与讨论 |
| 5.5.1 SU-8 阴模及PDMS阳模的尺寸表征 |
| 5.5.2 有微通道图案RSF膜的成型温度分析 |
| 5.5.3 RSF微流体支架的尺寸表征 |
| 5.5.4 RSF/PEDOT-OH导电微流体支架的改性结果 |
| 5.5.5 RSF/PEDOT-OH导电微流体支架中的PC12细胞粘附 |
| 5.5.6 RSF/PEDOT-OH微流体支架中的PC12细胞分化培养 |
| 5.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第6章 总结与展望 |
| 6.1 全文总结 |
| 6.2 展望 |
| 附录一 |
| 附录二 攻读博士学位期间发表的论文及申请(授权)专利 |
| 致谢 |
（4）部分脱蛋白骨和Ⅰ型胶原制备新型生物工程骨支架研究（论文提纲范文）
| 缩略词表 |
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 第一章 部分脱蛋白骨/Ⅰ型胶原复合支架的制备和性能检测 |
| 1.前言 |
| 2.材料与方法 |
| 3.结果 |
| 4.讨论 |
| 5.结论 |
| 6.参考文献 |
| 第二章 骨髓间充质干细胞的体外培养和鉴定 |
| 1.前言 |
| 2.材料与方法 |
| 3.结果 |
| 4.讨论 |
| 5.结论 |
| 6.参考文献 |
| 第三章 部分脱蛋白骨/Ⅰ型胶原复合支架的细胞相容性研究 |
| 1.引言 |
| 2.材料与方法 |
| 3.结果 |
| 4.讨论 |
| 5.结论 |
| 6.参考文献 |
| 全文总结 |
| 综述 羟基磷灰石表面改性作为组织工程骨支架的应用优势 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间获得的学术成果 |
| 致谢 |
（5）微结构丝素蛋白薄膜的仿生制备及其在肌腱修复中的应用（论文提纲范文）
| 缩略语表 |
| abstract |
| 中文摘要 |
| 第一章 前言 |
| 第二章 肌腱显微结构与力学性能分析 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 材料与方法 |
| 2.3 结果 |
| 2.4 讨论 |
| 2.5 小结 |
| 第三章 仿生丝素蛋白薄膜的制备、改性与表征 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 材料与方法 |
| 3.3 结果 |
| 3.4 讨论 |
| 3.5 小结 |
| 第四章 微结构丝素蛋白薄膜在体内对损伤肌腱的修复作用 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 材料与方法 |
| 4.3 结果 |
| 4.4 讨论 |
| 4.5 小结 |
| 第五章 微结构丝素蛋白薄膜对TSPCs生物学行为的调控及分子机制 |
| 5.1 微结构丝素蛋白薄膜对TSPCs生物学行为的调控 |
| 5.1.1 引言 |
| 5.1.2 材料与方法 |
| 5.1.3 结果 |
| 5.1.4 讨论 |
| 5.1.5 小结 |
| 5.2 微结构丝素蛋白薄膜调控TSPCs的内在分子机制 |
| 5.2.1 引言 |
| 5.2.2 材料与方法 |
| 5.2.3 结果 |
| 5.2.4 讨论 |
| 全文总结 |
| 参考文献 |
| 文献综述 肌腱损伤及肌腱组织工程的研究进展 |
| 参考文献 |
| 攻读博士研究生期间发表论文 |
| 致谢 |
（6）导电复合材料的制备及在电刺激下组织工程的应用研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 本课题研究背景及研究意义 |
| 1.2 组织工程 |
| 1.2.1 组织工程原理和应用 |
| 1.2.2 生物材料与细胞反应 |
| 1.2.3 生长因子 |
| 1.3 电刺激在组织工程领域的研究现状 |
| 1.3.1 内源性电场的产生及作用 |
| 1.3.2 外加电刺激在组织工程领域的研究现状 |
| 1.3.3 电刺激机理研究 |
| 1.4 导电高分子基复合材料在组织工程领域研究现状 |
| 1.4.1 导电聚合物 |
| 1.4.2 导电高分子基复合纳米纤维在组织工程中的应用 |
| 1.4.3 导电高分子基叉指电极在组织工程中的研究进展 |
| 1.5 本研究课题的来源及主要研究内容 |
| 1.5.1 本研究课题的来源 |
| 1.5.2 本研究课题的研究内容 |
| 第二章 聚乳酸纳米纤维膜的制备及表面处理方案探究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 实验原料和仪器 |
| 2.2.2 PANI-PLA纤维膜的制备 |
| 2.2.3 表征测试 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 纳米纤维表征分析 |
| 2.3.2 PANI-PLA纳米纤维生物相容性表征 |
| 2.4 本章小结 |
| 第三章 无机酸掺杂调控聚苯胺形貌在组织工程的应用 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 实验原料和仪器 |
| 3.2.2 不同酸掺杂PANI/PLA纤维的制备 |
| 3.2.3 表征测试 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 力学性能测试 |
| 3.3.2 不同pH下PANI的电导率 |
| 3.3.3 表面形貌及粗糙度 |
| 3.3.4 表面润湿性分析 |
| 3.3.5 表面化学组成 |
| 3.3.6 降解性分析 |
| 3.3.7 生物相容性 |
| 3.3.8 碱性磷酸酶活性 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 有机酸掺杂调控聚苯胺形貌在组织工程的应用 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 实验原料和仪器 |
| 4.2.2 酒石酸掺杂聚苯胺/聚乳酸复合纳米纤维的制备 |
| 4.2.3 表征测试 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 表面形貌分析 |
| 4.3.2 FTIR分析 |
| 4.3.3 接触角分析 |
| 4.3.4 生物相容性分析 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 电刺激下导电PLA/rGO/PPy复合纳米纤维介导神经细胞增殖及轴突生长研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验方法和内容 |
| 5.2.1 实验原料和仪器 |
| 5.2.2 导电PLA/rGO/PPy复合纳米纤维的制备 |
| 5.2.3 表征测试 |
| 5.3 结果和讨论 |
| 5.3.1 力学性能分析 |
| 5.3.2 表面形貌分析 |
| 5.3.3 FTIR和XPS分析 |
| 5.3.4 降解性能分析 |
| 5.3.5 热稳定性分析 |
| 5.3.6 润湿性分析 |
| 5.3.7 电导率分析 |
| 5.3.8 细胞生长、黏附和增殖 |
| 5.3.9 神经突长度分析 |
| 5.3.10 DMEM蛋白质吸附 |
| 5.4 本章小结 |
| 第六章 基于聚酰亚胺柔性叉指电极构造及在电场下神经再生研究 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 实验方法和内容 |
| 6.2.1 实验原料和仪器 |
| 6.2.2 导电LIG/PPy复合叉指电极制备 |
| 6.2.3 表征测试 |
| 6.3 结果与分析 |
| 6.3.1 形貌分析 |
| 6.3.2 FTIR和XPS分析 |
| 6.3.3 XRD和Raman分析 |
| 6.3.4 表面润湿性 |
| 6.3.5 导电性能 |
| 6.3.6 不同沉积时间的LIG/PPy在相同电压刺激下的PC-12细胞再生研究 |
| 6.3.7 刺激时间对LIG/PPy表面PC-12细胞再生和轴突生长研究 |
| 6.4 本章小结 |
| 结论与展望 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间发表的学术成果 |
| 致谢 |
（7）生物基可降解聚氨酯的合成、功能化改性及医学应用研究（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 摘要 |
| Abstract |
| 缩写清单 |
| 1 引言 |
| 2 文献综述 |
| 2.1 聚氨酯概述 |
| 2.1.1 聚氨酯材料的合成 |
| 2.1.2 聚氨酯结构与性能之间的关系 |
| 2.1.3 聚氨酯结构—性能关系的影响因素 |
| 2.2 生物医用聚氨酯材料 |
| 2.2.1 生物医用聚氨酯材料的制备 |
| 2.2.2 生物医用聚氨酯材料的性能研究 |
| 2.2.3 生物医用聚氨酯材料的分类 |
| 2.3 生物医用聚氨酯材料的改性研究进展 |
| 2.3.1 生物医用聚氨酯材料的本体改性 |
| 2.3.2 生物医用聚氨酯材料的表面修饰 |
| 2.3.3 超分子化学方法改性聚氨酯材料 |
| 2.3.4 生物方法改性聚氨酯材料 |
| 2.4 可降解聚氨酯材料在生物医学领域的应用 |
| 2.4.1 可降解聚氨酯材料在体表的应用 |
| 2.4.2 可降解聚氨酯材料在药物缓释中的应用 |
| 2.4.3 可降解聚氨酯材料在血管修补中的应用 |
| 2.4.4 可降解聚氨酯材料在组织工程领域中的应用 |
| 2.5 可降解生物医用聚氨酯材料的研究现状及发展趋势 |
| 2.6 课题研究意义与研究内容 |
| 2.6.1 课题研究意义 |
| 2.6.2 课题研究内容 |
| 3 可降解WBPU的制备及其熔融沉积3D打印 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验材料及设备 |
| 3.2.1 实验材料 |
| 3.2.2 实验设备 |
| 3.3 材料制备及测试方法 |
| 3.3.1 氨基酸改性可降解WBPU的制备 |
| 3.3.2 WBPU乳液的粒径与Zeta电位测试 |
| 3.3.3 WBPU的化学结构表征 |
| 3.3.4 WBPU的微观形貌表征 |
| 3.3.5 WBPU的理化性能测试 |
| 3.3.6 WBPU的降解性能测试 |
| 3.3.7 WBPU的熔融沉积3D打印 |
| 3.3.8 3D打印WBPU支架的体外生物相容性评价 |
| 3.3.9 WBPU的体内组织相容性评价 |
| 3.4 结果与讨论 |
| 3.4.1 WBPU乳液的尺寸与稳定性研究 |
| 3.4.2 WBPU的化学结构与微观形貌分析 |
| 3.4.3 DMPA含量对WBPU吸水性与亲水性的影响 |
| 3.4.4 DMPA含量对WBPU热性能的影响 |
| 3.4.5 DMPA含量对WBPU力学性能的影响 |
| 3.4.6 WBPU的熔融沉积3D打印技术研究 |
| 3.4.7 3D打印WBPU网格状支架的力学性能研究 |
| 3.4.8 3D打印WBPU支架的体外降解性能研究 |
| 3.4.9 3D打印WBPU支架的体外生物相容性研究 |
| 3.4.10 WBPU的体内组织相容性研究 |
| 3.5 本章小结 |
| 4 3D打印生物质改性PU用于弹性软骨缺损修复 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验材料与设备 |
| 4.2.1 实验材料 |
| 4.2.2 实验设备 |
| 4.3 材料制备及测试方法 |
| 4.3.1 不同生物质改性PU纳米水凝胶的制备及3D打印 |
| 4.3.2 不同生物质改性PU纳米水凝胶的粒径测试 |
| 4.3.3 不同生物质改性PU的化学结构表征 |
| 4.3.4 不同生物质改性PU的接触角与吸水率测试 |
| 4.3.5 不同生物质改性PU的机械性能测试 |
| 4.3.6 不同生物质改性PU的降解性能测试 |
| 4.3.7 3D打印生物质改性PU的微观形貌表征 |
| 4.3.8 3D打印生物质改性PU的体外细胞相容性评价 |
| 4.3.9 巴马香猪耳廓软骨细胞的分离与培养 |
| 4.3.10 3D打印PU/BCN组织工程支架修复猪耳软骨缺损 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 不同生物质改性PU纳米水凝胶的粒径分析 |
| 4.4.2 不同生物质改性PU的化学结构分析 |
| 4.4.3 不同生物质改性PU的吸水性与亲水性研究 |
| 4.4.4 不同生物质改性PU的力学性能研究 |
| 4.4.5 不同生物质改性PU的降解性能研究 |
| 4.4.6 不同生物质改性PU的细胞相容性 |
| 4.4.7 生物质改性PU的低温沉积3D打印技术研究 |
| 4.4.8 3D打印PU/BCN支架上软骨细胞培养 |
| 4.4.9 3D打印PU/BCN支架用于猪耳软骨缺损修复 |
| 4.5 本章小结 |
| 5 植入式WPU/CS缓释体系的构建与性能研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验材料及设备 |
| 5.2.1 实验材料 |
| 5.2.2 实验设备 |
| 5.3 材料制备及测试方法 |
| 5.3.1 WBPU/CS复合材料的制备 |
| 5.3.2 WPU/CS复合乳液的尺寸与Zeta电位测试 |
| 5.3.3 WPU/CS复合材料的化学结构表征 |
| 5.3.4 WPU/CS复合材料的微观形貌表征 |
| 5.3.5 WPU/CS复合材料的理化性能测试 |
| 5.3.6 WPU/CS复合材料的降解性能测试 |
| 5.3.7 WPU/CS复合材料的体外生物相容性评价 |
| 5.3.8 WPU/CS载药缓释体系的构建 |
| 5.3.9 WPU/CS载药缓释体系的体外释放性能测试 |
| 5.3.10 WPU/CS缓释体系的体外抗肿瘤效果评价 |
| 5.4 结果与讨论 |
| 5.4.1 WPU/CS复合乳液的尺寸与稳定性分析 |
| 5.4.2 WPU/CS复合材料的化学结构与微观形貌分析 |
| 5.4.3 WPU/CS复合材料的表面性能分析 |
| 5.4.4 WPU/CS复合材料的热性能研究 |
| 5.4.5 WPU/CS复合材料的体外降解性能研究 |
| 5.4.6 WPU/CS复合材料的体外生物相容性研究 |
| 5.4.7 WPU/CS-DOX载药体系的体外释放性能研究 |
| 5.4.8 WPU/CS载药体系的体外抗肿瘤效果研究 |
| 5.5 本章小结 |
| 6 SDF-1@PUSF可注射多孔活性支架的制备与性能研究 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 实验材料与设备 |
| 6.2.1 实验材料 |
| 6.2.2 实验设备 |
| 6.3 实验方法 |
| 6.3.1 PUSF可注射多孔支架的制备 |
| 6.3.2 PUSF可注射多孔支架的化学结构与微观形貌表征 |
| 6.3.3 PUSF可注射多孔支架的理化性能测试 |
| 6.3.4 PUSF活性支架的体外生物相容性评价 |
| 6.3.5 PUSF@SDF-1活性支架体外诱导干细胞迁移能力的表征 |
| 6.3.6 PUSF多孔支架的体内生物相容性评价 |
| 6.4 实验结果与讨论 |
| 6.4.1 催化剂比例对PUSF支架理化性质的影响 |
| 6.4.2 乳化剂对PUSF支架理化性质的影响 |
| 6.4.3 发泡剂比例对PUSF支架理化性质的影响 |
| 6.4.4 PUSF可注射多孔支架的红外光谱分析 |
| 6.4.5 PUSF可注射多孔支架的热性能分析 |
| 6.4.6 不同发泡剂比例的PUSF可注射多孔支架的机械性能 |
| 6.4.7 PUSF活性支架的体外降解性能 |
| 6.4.8 PUSF活性支架的体外生物相容性 |
| 6.4.9 PUSF@SDF-1活性支架体外诱导BMSCs的迁移能力 |
| 6.4.10 PUSF@SDF-1活性支架的体内生物相容性 |
| 6.5 本章小结 |
| 7 结论 |
| 本论文主要创新点 |
| 未来工作展望 |
| 参考文献 |
| 作者简历及在学研究成果 |
| 学位论文数据集 |
（8）共混改性脂肪族聚酯基组织工程支架材料的3D打印和表征研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 组织工程的三要素 |
| 1.1.1 种子细胞 |
| 1.1.2 生长因子 |
| 1.1.3 支架材料 |
| 1.2 组织工程支架材料 |
| 1.2.1 良好的生物相容性 |
| 1.2.2 适宜的生物可降解性 |
| 1.2.3 有效的表面活性 |
| 1.2.4 良好的结构相容性 |
| 1.2.5 良好的力学性能 |
| 1.3 组织工程支架材料的分类及应用 |
| 1.3.1 天然生物材料 |
| 1.3.2 人工合成高分子材料 |
| 1.3.3 复合材料 |
| 1.4 组织工程多孔支架材料的制备方法 |
| 1.4.1 传统制备方法 |
| 1.4.2 组织工程支架材料的3D打印 |
| 1.5 脂肪族聚酯基组织工程支架材料的研究进展 |
| 1.5.1 脂肪族聚酯材料简介 |
| 1.5.2 常用于组织工程支架材料构建的脂肪族聚酯材料 |
| 1.5.3 脂肪族聚酯类复合材料 |
| 1.5.4 脂肪族聚酯材料在3D打印成型中存在的问题 |
| 1.5.5 基于组织生物力学的脂肪族聚酯基支架材料的制备 |
| 1.6 耳廓软骨组织工程支架材料存在的问题 |
| 1.7 课题的提出和主要研究内容 |
| 参考文献 |
| 第二章 PLCL/PLLA复合材料的制备与表征 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 试剂和仪器 |
| 2.2.1 试剂 |
| 2.2.2 仪器设备 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 PLCL/PLLA复合材料的制备 |
| 2.3.2 PLCL/PLLA复合材料的性能测试及表征 |
| 2.3.2.1 1H-NMR分析 |
| 2.3.2.2 热失重分析(TGA) |
| 2.3.2.3 差示扫描量热(DSC)分析 |
| 2.3.2.4 动态热力学分析(DMA) |
| 2.3.2.5 SEM分析 |
| 2.3.2.6 力学性能测试 |
| 2.3.2.7 动态流变学测试 |
| 2.3.2.8 统计学方法 |
| 2.4 实验结果 |
| 2.4.1 PLCL/PLLA复合材料的组分分析 |
| 2.4.2 PLCL/PLLA复合材料的热稳定性和热力学行为 |
| 2.4.3 PLCL/PLLA复合材料的微观形貌和力学行为 |
| 2.4.4 PLCL/PLLA复合材料的动态流变性能 |
| 2.5 讨论 |
| 2.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第三章 PLCL/PLLA复合支架的3D打印与表征 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 试剂和仪器 |
| 3.2.1 试剂 |
| 3.2.2 仪器设备 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 支架结构的设计 |
| 3.3.2 PLCL/PLLA支架材料的制备 |
| 3.3.3 3D打印PLCL/PLLA复合支架的性能测试及表征 |
| 3.3.3.1 宏观形貌分析 |
| 3.3.3.2 微观形貌分析 |
| 3.3.3.3 收缩率检测 |
| 3.3.3.4 力学性能测试 |
| 3.3.3.5 体外降解测试 |
| 3.3.3.6 体外降解过程的形貌变化 |
| 3.4 实验结果 |
| 3.4.1 无边框结构的支架模型 |
| 3.4.2 PLCL/PLLA复合支架的形貌 |
| 3.4.3 PLCL/PLLA复合支架的收缩率 |
| 3.4.4 PLCL/PLLA复合支架的力学性能 |
| 3.4.5 PLCL/PLLA复合支架的体外降解行为 |
| 3.5 讨论 |
| 3.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第四章 PLCL/PCL复合材料的制备和表征 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 试剂和仪器 |
| 4.2.1 试剂 |
| 4.2.2 仪器设备 |
| 4.3 实验方法 |
| 4.3.1 PLCL/PCL复合材料的制备 |
| 4.3.2 PLCL/PCL复合材料的性能测试及表征 |
| 4.3.2.1 1H-NMR分析 |
| 4.3.2.2 TGA |
| 4.3.2.3 DSC分析 |
| 4.3.2.4 DMA |
| 4.3.2.5 SEM分析 |
| 4.3.2.6 力学性能测试 |
| 4.3.2.7 动态流变测试 |
| 4.3.2.8 统计学方法 |
| 4.4 实验结果 |
| 4.4.1 PLCL/PCL复合材料的组分分析 |
| 4.4.2 PLCL/PCL复合材料的热稳定性和热力学行为 |
| 4.4.3 PLCL/PCL复合材料的微观形貌和力学行为 |
| 4.4.4 PLCL/PCL复合材料的动态流变性能 |
| 4.5 讨论 |
| 4.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第五章 PLCL/PCL复合支架的3D打印与表征 |
| 5.1 前言 |
| 5.2 试剂和仪器 |
| 5.2.1 试剂 |
| 5.2.2 仪器设备 |
| 5.3 实验方法 |
| 5.3.1 模型支架结构的设计 |
| 5.3.2 PLCL/PCL模型支架的3D打印 |
| 5.3.3 3D打印PLCL/PCL模型支架的性能测试与表征 |
| 5.3.3.1 宏观形貌分析 |
| 5.3.3.2 微观形貌分析 |
| 5.3.3.3 收缩率检测 |
| 5.3.3.4 力学性能测试 |
| 5.3.4 耳廓软骨支架的3D打印 |
| 5.3.5 PLCL/PCL复合支架的耳软骨细胞相容性研究 |
| 5.3.5.1 兔耳廓软骨细胞(RECs)的分离与培养 |
| 5.3.5.2 软骨细胞在支架材料上的活/死染色观察 |
| 5.3.5.3 软骨细胞在支架材料上的形态分析 |
| 5.3.5.4 软骨细胞在支架材料上的活力检测 |
| 5.4 实验结果 |
| 5.4.1 无边框结构的支架模型 |
| 5.4.2 PLCL/PCL复合支架的形貌 |
| 5.4.3 PLCL/PCL复合支架的收缩率 |
| 5.4.4 PLCL/PCL复合支架的力学性能 |
| 5.4.5 耳廓软骨支架的打印成型 |
| 5.4.6 耳软骨细胞接种于PLCL/PCL复合支架后的活/死染色 |
| 5.4.7 耳软骨细胞接种于PLCL/PCL复合支架后的细胞形态 |
| 5.4.8 耳软骨细胞接种于PLCL/PCL复合支架后的细胞活力 |
| 5.5 讨论 |
| 5.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 全文总结 |
| 在学期间发表论文 |
| 致谢 |
（9）PLA/PVA/SA复合纱线的机织支架构建（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 组织工程支架材料研究进展 |
| 1.1.1 天然生物材料 |
| 1.1.2 人工合成无机生物材料 |
| 1.1.3 人工合成有机高分子材料 |
| 1.1.4 生物医用复合材料 |
| 1.2 聚乳酸 |
| 1.2.1 聚乳酸的结构与性质 |
| 1.2.2 聚乳酸的应用 |
| 1.3 水凝胶研究进展 |
| 1.3.1 聚乙烯醇水凝胶 |
| 1.3.1.1 聚乙烯醇的结构与性质 |
| 1.3.1.2 聚乙烯醇的改性及应用 |
| 1.3.2 海藻酸钠水凝胶 |
| 1.3.2.1 海藻酸钠的结构与性质 |
| 1.3.2.2 海藻酸钠的应用 |
| 1.4 纺织技术在组织工程中应用 |
| 1.5 课题研究目的和意义 |
| 1.6 课题主要研究内容 |
| 第二章 PVA/SA水凝胶的制备与性能研究 |
| 2.1 实验部分 |
| 2.1.1 实验材料 |
| 2.1.2 实验仪器 |
| 2.1.3 实验方法 |
| 2.1.3.1 PVA水凝胶的制备 |
| 2.1.3.2 SA水凝胶的制备 |
| 2.1.3.3 PVA/SA水凝胶的制备 |
| 2.1.3.4 测试与表征 |
| 2.2 实验结果与讨论 |
| 2.2.1 PVA/SA水凝胶的形貌结构分析 |
| 2.2.2 PVA/SA水凝胶的FTIR分析 |
| 2.2.3 PVA/SA水凝胶的孔隙率分析 |
| 2.2.4 PVA/SA水凝胶的吸水性能分析 |
| 2.3 本章小结 |
| 第三章 PLA/PVA/SA复合纱线的制备与性能研究 |
| 3.1 实验部分 |
| 3.1.1 实验材料 |
| 3.1.2 实验仪器 |
| 3.1.3 实验方法 |
| 3.1.3.1 PVA/SA水凝胶的制备 |
| 3.1.3.2 复合纱线的制备 |
| 3.1.3.3 复合纱线体外生物活性研究 |
| 3.1.4 测试与表征 |
| 3.2 实验结果与讨论 |
| 3.2.1 复合纱线的形貌及水凝胶含量分析 |
| 3.2.2 复合纱线的FTIR分析 |
| 3.2.3 复合纱线的吸水性能分析 |
| 3.2.4 复合纱线的拉伸性能分析 |
| 3.2.5 复合纱线体外生物活性分析 |
| 3.3 本章小结 |
| 第四章 PLA/PVA/SA复合纱线的机织支架制备与性能研究 |
| 4.1 实验部分 |
| 4.1.1 实验材料 |
| 4.1.2 实验仪器 |
| 4.1.3 实验方法 |
| 4.1.3.1 机织支架图形设计与制备 |
| 4.1.3.2 支架的织造 |
| 4.1.3.3 机织支架体外生物活性研究 |
| 4.1.4 测试与表征 |
| 4.2 实验结果与讨论 |
| 4.2.1 机织支架的形貌结构分析 |
| 4.2.2 机织支架的FTIR分析 |
| 4.2.3 机织支架的水接触角分析 |
| 4.2.4 机织支架的吸水性能分析 |
| 4.2.5 机织支架的孔隙率分析 |
| 4.2.6 机织支架的拉伸性能分析 |
| 4.2.7 机织支架体外生物活性分析 |
| 4.3 本章小结 |
| 第五章 结论与展望 |
| 5.1 结论 |
| 5.2 展望 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间的研究成果 |
| 致谢 |
（10）选择性激光烧结制备无机物增强PCL复合骨支架及其表面修饰（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 骨组织支架的研究意义 |
| 1.2 理想骨支架的特征及要求 |
| 1.3 常用的骨支架材料 |
| 1.3.1 金属材料 |
| 1.3.2 生物陶瓷材料 |
| 1.3.3 高分子生物材料 |
| 1.3.4 复合材料 |
| 1.4 常用的骨支架制备方法 |
| 1.4.1 传统制备工艺 |
| 1.4.2 快速成型制备工艺 |
| 1.5 选择性激光烧结技术 |
| 1.5.1 SLS的工艺过程和技术特点 |
| 1.5.2 SLS的工艺参数 |
| 1.6 国内外研究现状 |
| 1.6.1 国外研究现状 |
| 1.6.2 国内研究现状 |
| 1.7 课题研究的目的与意义 |
| 1.8 本论文的主要研究内容 |
| 第2章 PCL/ES复合骨支架的制备及性能 |
| 2.1 概述 |
| 2.2 试验部分 |
| 2.2.1 原材料和设备 |
| 2.2.2 复合骨支架的制备 |
| 2.3 PCL/ES复合骨支架的性能表征 |
| 2.3.1 复合骨支架的形貌及物理性能 |
| 2.3.2 复合骨支架的生物相容性 |
| 2.4 试验结果与讨论 |
| 2.4.1 复合骨支架的结构和形貌 |
| 2.4.2 复合骨支架的压缩强度 |
| 2.4.3 复合骨支架的物相分析和分子官能团 |
| 2.4.4 复合骨支架的热学性能 |
| 2.4.5 复合骨支架的表面亲水性和生物活性 |
| 2.4.6 复合骨支架的生物相容性 |
| 2.5 本章小结 |
| 第3章 PCL/MWCNTs复合骨支架的制备及性能 |
| 3.1 概述 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 原材料 |
| 3.2.2 复合粉末及复合骨支架的制备 |
| 3.3 PCL/MWCNTs复合骨支架的性能表征 |
| 3.3.1 形貌表征 |
| 3.3.2 力学性能测试 |
| 3.3.3 力学性能的分子动力学模拟 |
| 3.3.4 生物相容性 |
| 3.4 实验结果与讨论 |
| 3.4.1 复合骨支架的形貌 |
| 3.4.2 复合骨支架的力学性能 |
| 3.4.3 MWCNTs对骨支架力学性能的增强机理 |
| 3.4.4 PCL/MWCNTs复合材料力学性能的分子动力学模拟 |
| 3.4.5 复合骨支架的细胞毒性和增殖性能 |
| 3.6 本章小结 |
| 第4章 PCL/ES/MWCNTs复合骨支架的制备及性能 |
| 4.1 概述 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 主要原材料 |
| 4.2.2 复合骨支架的制备 |
| 4.2.3 模拟体液的配置 |
| 4.2.4 细胞的提取、培养与传代 |
| 4.3 PCL/ES/MWCNTs复合骨支架的性能表征 |
| 4.3.1 复合骨支架的形貌和力学性能测试 |
| 4.3.2 复合骨支架的XRD衍射实验 |
| 4.3.3 水接触角测试 |
| 4.3.4 矿化试验 |
| 4.3.5细胞的黏附和增殖实验 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 复合骨支架的形貌与力学强度 |
| 4.4.2 复合骨支架的物相组成 |
| 4.4.3 复合骨支架的亲水性 |
| 4.4.4 复合骨支架的生物活性 |
| 4.4.5 复合骨支架的细胞黏附和增殖 |
| 4.5 本章小结 |
| 第5章 PCL/n-HA复合骨支架的制备及性能 |
| 5.1 概述 |
| 5.2 实验部分 |
| 5.2.1 原材料 |
| 5.2.2 复合骨支架的制备 |
| 5.3 PCL/n-HA复合骨支架的性能表征 |
| 5.3.1 形貌和力学性能的测试 |
| 5.3.2 孔隙率的测试 |
| 5.3.3 XRD测试分析 |
| 5.3.4 细胞的毒性和增殖实验 |
| 5.4 结果与讨论 |
| 5.4.1 复合骨支架的形貌、孔隙率与力学强度 |
| 5.4.2 复合骨支架的物相组成 |
| 5.4.3 复合骨支架的细胞毒性和增殖 |
| 5.5 本章小结 |
| 第6章 Chitosan/HA表面修饰PCL多孔骨支架 |
| 6.1 概述 |
| 6.2 实验部分 |
| 6.2.1 原材料 |
| 6.2.2 Chitosan/HA表面修饰PCL骨支架的制备 |
| 6.3 复合骨支架的性能表征 |
| 6.3.1 形貌和力学性能的测试 |
| 6.3.2 XRD实验分析 |
| 6.3.3 水接触角测试 |
| 6.3.4 体外降解率的测定 |
| 6.3.5 细胞毒性和增殖实验 |
| 6.4 结果与讨论 |
| 6.4.1 复合骨支架的形貌 |
| 6.4.2 复合骨支架的力学性能 |
| 6.4.3 复合骨支架的物相组成 |
| 6.4.4 复合骨支架的亲水性 |
| 6.4.5 复合骨支架的生物降解性能 |
| 6.4.6 复合骨支架的细胞毒性和增殖 |
| 6.5 本章小结 |
| 第7章 结论与展望 |
| 7.1 结论 |
| 7.2 展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间的研究成果 |
四、聚乳酸软骨组织工程支架制备、改性及其细胞相容性研究（论文参考文献）
- [1]纳米复合水凝胶在人工软骨中的研究进展[J]. 萧彤,陈怡霏,黄江鸿,孙树清. 中国科学:化学, 2022
- [2]高分子材料在3D打印生物骨骼及支架中的应用与价值[J]. 王阮彬,程丽乾,陈凯. 中国组织工程研究, 2022(04)
- [3]导电丝素蛋白支架的构筑及神经轴突分化电调控的研究[D]. 庄奥. 东华大学, 2021(01)
- [4]部分脱蛋白骨和Ⅰ型胶原制备新型生物工程骨支架研究[D]. 侯建飞. 昆明医科大学, 2021
- [5]微结构丝素蛋白薄膜的仿生制备及其在肌腱修复中的应用[D]. 陆康. 中国人民解放军陆军军医大学, 2021(01)
- [6]导电复合材料的制备及在电刺激下组织工程的应用研究[D]. 刘荣涛. 广东工业大学, 2021(08)
- [7]生物基可降解聚氨酯的合成、功能化改性及医学应用研究[D]. 冯照喧. 北京科技大学, 2021(02)
- [8]共混改性脂肪族聚酯基组织工程支架材料的3D打印和表征研究[D]. 王自强. 北京协和医学院, 2020(05)
- [9]PLA/PVA/SA复合纱线的机织支架构建[D]. 刘玉. 浙江理工大学, 2020(04)
- [10]选择性激光烧结制备无机物增强PCL复合骨支架及其表面修饰[D]. 张平生. 南昌大学, 2019(01)
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