一、Biological Feature of Collagen-Chitosan Membrane with Basic Fibroblast Growth Factor for the Culture of Human Fibroblast（论文文献综述）
褚新月[1]（2021）在《诱导性心脏祖细胞的生成及其3D水凝胶培养体系的构建》文中进行了进一步梳理心脏疾病是造成人类死亡的主要原因之一,其发病率仅次于癌症,特别是由于冠状动脉阻塞而导致的心肌梗死（Myocardial infarction,MI）,常造成心肌细胞（Cardiomyocytes,CMs）的不可逆损伤或死亡。由于出生后CMs的再生能力很差,目前对于MI仍无有效的根治方法。移植外源性CMs治疗MI需要大量的细胞,容易造成免疫排斥反应,且细胞来源受限。胚胎干细胞（Embryonic stem cells,ESCs）和诱导性多能干细胞（Induced pluripotent stem cells,i PSCs）能够分化成为心脏细胞,但由于其体内分化方向难以控制,容易产生异质细胞,甚至引发肿瘤。采用间接谱系转化技术,将体细胞重编程为诱导性心脏祖细胞（Induced cardiac progenitor cells,iCPCs）,因其具有“自我更新”和心脏谱系细胞分化潜能,能够提供大量细胞资源、有效降低致瘤性和分化细胞异质性,具有广阔的应用前景。传统二维（Two-dimension,2D）细胞培养系统因无法精确模拟体内状态,造成大量心脏疾病研究结果无法在实验动物和临床试验中复制重现。运用细胞外基质（Extracellular matrix,ECM）构建的三维（Three-dimension,3D）培养体系（例如:水凝胶）能够模拟细胞的体内微环境,更有利于开展心脏疾病的研究。壳聚糖是一种由葡萄糖胺和乙酰葡萄糖胺组成的天然多糖,具有无毒、可降解、抗菌和抗真菌等特性,有望降低ECM引入的污染问题,并提升水凝胶的稳定性。因此,本研究通过过表达五种心脏转录因子（Gata4、Nkx2.5、Tbx5、Baf60c和Mesp1）,将人胚肾293T细胞（Human embryonic kidney 293T cells,HEK-293T细胞）重编程成为iCPCs;应用胶原蛋白、壳聚糖和ECM构建出3D水凝胶细胞培养体系,并探讨了iCPCs在该体系中的细胞行为和诱导分化特性,为心脏疾病的机理研究、药物筛选、模型构建和细胞治疗等奠定了基础。试验一iCPCs的生成与鉴定应用间接谱系转化技术,通过Lipofectamine LTX介导心脏转录因子Gata4、Nkx2.5、Tbx5、Baf60c和Mesp1在HEK-293T细胞中过表达,将其重编程成为iCPCs,并通过形态学观察、免疫细胞化学染色、实时荧光定量PCR（Real-time quantitative PCR,RT-qPCR）和诱导分化等方法对所得细胞进行鉴定。结果表明:（1）HEK-293T细胞经重编程后,所得细胞具有与心脏祖细胞（Cardiac progenitor cells,CPCs）相似的形态学特征,细胞呈圆形或椭圆形,无突起;呈现出CPCs特异性标志蛋白:Gata4、Nkx2.5和Irx4的免疫细胞化学染色阳性反应,且各自的阳性细胞率分别为61.36±1.08%、60.97±1.28%和61.73±1.18%;与HEK-293T细胞相比,iCPCs中Irx4、Tbx20、Mesp1和Nkx2.5基因的相对表达量极显着上调（P<0.01）,而Fsp1和Col5A1基因的相对表达量极显着下调（P<0.01）;（2）iCPCs经心脏谱系诱导分化液处理后,能够生成呈短圆柱形、细胞核位于细胞中央的CMs,呈多边形、细胞边缘不规则的内皮细胞（Endotheliocytes,ECs）,以及呈长梭形、无横纹的平滑肌细胞（Smooth muscle cells,SMCs）;分化细胞呈现出CMs特异性标志蛋白——Cardiac actin、ECs特异性标志蛋白—CD31或SMCs特异性标志蛋白—SM-MHC的免疫细胞化学染色阳性反应,其各自的阳性细胞率分别为49.37±84%、48.61±0.74%和47.57±0.77%;分化细胞中c Tn T和Actinin-α1（CMs标志基因）、PEACAM1（ECs的标志基因）和MYL2（SMCs的标志基因）的相对表达量分别极显着高于iCPCs对照组（P<0.01）。因此,过表达Gata4、Nkx2.5、Tbx5、Baf60c和Mesp1能够将HEK-293T细胞重编程成为CPC样细胞,所得iCPCs具备分化成为CMs、ECs和SMCs的能力。试验二iCPCs的3D水凝胶培养体系构建采用胶原蛋白、壳聚糖和ECM,按照不同体积比:4:0:3（对照组）、4:1:3（壳聚糖处理组1）、4:2:3（壳聚糖处理组2）和4:3:3（壳聚糖处理组3）制备水凝胶,通过检测其形态结构、孔隙率、溶胀度和降解率,筛选细胞回收条件,探讨水凝胶对iCPCs行为和分化的影响,旨在构建iCPCs的3D水凝胶培养体系。结果表明:（1）经扫描电子显微镜观察,不同比例组成的3D水凝胶均显示出立体网络结构。对照组水凝胶显示出较大孔径的结构,胶原蛋白分布较为疏松;壳聚糖处理组1的水凝胶呈现出较为致密的结构,孔径大小均一,表面粗糙,各孔隙相互贯通;壳聚糖处理组2和3的水凝胶表现出更小的孔径结构,胶原纤维分布杂乱无序,有大小不等的隆起;（2）壳聚糖处理组1形成水凝胶的孔隙率（99±0.30%）、溶胀度（97±0.87%）、降解率（44±0.03%）以及iCPCs的增殖倍数（58±0.24）和存活率（73±0.60%）均分别极显着高于对照组、壳聚糖处理组2和3（P<0.01）;（3）0.30%胰蛋白酶和0.25%胶原蛋白酶消化同种3D水凝胶回收的细胞数之间无显着性差异（P>0.05）,但均极显着高于0.45%胃蛋白酶处理组（P<0.01）;经不同浓度的胰蛋白酶、胶原蛋白酶和胃蛋白酶消化3D水凝胶后,壳聚糖处理组1的回收细胞数均分别极显着高于其余比例组成的3D水凝胶处理组（P<0.01）;（4）在3D水凝胶中,iCPCs及其诱导分化细胞的形态学特征与2D培养细胞无明显差异,体积稍小;与2D培养体系相比,在3D水凝胶中,iCPCs来源分化细胞:Cardiac actin+CMs、CD31+ECs和SM-MHC+SMCs的数量均极显着上升（P<0.01）,分化细胞的c Tn T、actininα1、PEACAM1和SMCs基因的相对表达量也极显着上调（P<0.01）。因此,宜采用壳聚糖处理组1的方案制备水凝胶进行iCPCs的3D培养,使用0.25%胶原蛋白酶或0.30%胰蛋白酶消化水凝胶回收细胞,3D水凝胶比2D培养体系更有利于iCPCs体外分化成为CMs、ECs和SMCs。结论:利用Lipofectamine LTX介导五种心脏转录因子（Gata4、Nkx2.5、Tbx5、Baf60c和Mesp1）的过表达,可以将HEK-293T细胞重编程成为iCPCs,所得iCPCs具备分化成为CMs、ECs和SMCs的能力;宜采用胶原蛋白、壳聚糖和ECM,按照4:1:3的比例,构建出机械性能强和稳定性高的3D水凝胶,该细胞培养体系支持iCPCs的存活和增殖行为,0.25%胶原蛋白酶或0.30%胰蛋白酶适宜用于消化水凝胶回收细胞;3D水凝胶比2D培养体系更有利于iCPCs分化成为心脏谱系细胞:CMs、ECs和SMCs。iCPCs的生成和3D水凝胶培养体系的建立为解析心脏发育、损伤和修复机制,构建心脏疾病模型,筛选和开发药物,研发细胞治疗新策略等提供了研究平台。
詹婧[2]（2021）在《聚乳酸-羟基乙酸共聚物的仿生功能化及皮肤创伤修复研究》文中指出由于意外事故、生产生活、疾病等各种因素所导致的皮肤创伤患者每年都加速递增。创伤修复过程通常需要用到敷料以加速和促进皮肤创伤愈合。理想的皮肤创伤修复敷料应具有良好的生物相容性、适宜的生物可降解性、合理的机械性能、抗菌性、诱导细胞生长和组织再生的能力等。皮肤创伤修复敷料的主要材料包括:天然材料（如纤维素、壳聚糖、海藻酸钠、胶原等）和人工合成材料（如聚乳酸（PLA）、聚乙烯醇（PVA）、聚己内酯（PCL）、聚乳酸-羟基乙酸共聚物（PLGA）等）。天然材料来源广泛,但天然材料只能利用一些材料表面的活性基团进行有限的修饰。合成材料可根据敷料所需的物理和化学性质进行设计和制备,可获得生物可降解、力学性能优良、生物相容性好和加工性能优良的敷料材料。但在实际的皮肤损伤修复过程中,有多种生长因子参与,调控各阶段的细胞生长和分化。而无论是天然材料或合成材料诱导及促进细胞和组织生长的能力都相对较弱。此外,细菌感染也会带来创面难以愈合的风险。因此,需要在敷料中添加一些活性因子和抗菌剂来实现多种功能。在众多人工合成高分子中,PLGA具有体内生物相容性好、可降解、加工性能优良等特点。PLGA通过改变合成过程中乳酸和羟基乙酸单体的比例可以控制PLGA降解速度,因此已经被广泛应用于药物载体和组织工程修复支架中,并且已经获得美国FDA认证。因此,PLGA被认为是一种理想的用于制备皮肤创伤修复敷料的材料。在本研究中,我们受贻贝足蛋白5中含有的黏附分子多巴（DOPA）的启发,基于分子仿生理论,利用基因工程技术将DOPA分子引入到具有促进成纤维细胞增殖和血管化能力的成纤维细胞生长因子bFGF及抗菌多肽PonG1的末端。同时,采用图案化静电纺丝技术制备了一种PLGA纺丝膜作为敷料的基底材料,图案化电纺丝膜与无序电纺丝膜相比,拉伸力学性能、透气性能得到提升,更有利于伤口愈合。为了赋予敷料促伤口位置细胞黏附和血管化的功能及抗菌能力,本研究表达和提取了带有DOPA的DOPA-bFGF和DOPA-PonG1,随后通过DOPA的黏附能力将DOPA-bFGF和DOPA-PonG1黏附于敷料基底材料表面,制备了一种具有促进细胞黏附与增殖并抗菌的双重仿生功能化皮肤创伤修复敷料。本研究使用扫描电子显微镜（SEM）、红外光谱（FTIR）、接触角测量、力学性能测试、体外bFGF和PonG1的结合和释放、体外抗菌和细胞生物相容性等实验手段对表面仿生黏附有DOPA-bFGF和DOPA-PonG1的图案化PLGA纺丝膜进行了表征。结果显示,表面黏附有DOPA-bFGF和DOPA-PonG1的纤维表面粗糙度增加,可见生物活性因子的大量沉积。FTIR结果显示有大量的DOPA-bFGF和DOPA-PonG1通过仿生黏附作用与图案化PLGA纺丝膜结合。接触角测量结果显示图案化纺丝膜的亲水性也得到了增强。力学性能测试结果表明,图案化纺丝膜比无序的纺丝膜具有更高的拉伸强度。抗菌实验结果显示,仿生黏附有DOPA-PonG1组的抗菌能力得到了明显提升。细胞实验结果显示,图案化纺丝膜表面仿生黏附了DOPA-bFGF后,细胞的增殖和COL-I、VEGF基因表达能力也有显着增强。本研究进一步采用大鼠全皮层伤口模型验证仿生黏附有DOPAbFGF和DOPA-PonG1的图案化PLGA纺丝膜的皮肤创伤修复能力,观察1-14天不同组别的伤口修复情况。结果表明,7天时,表面仿生黏附有DOPA-bFGF组的伤口愈合率开始大于其他组。14天时,这种差距更加明显,这说明仿生黏附的DOPA-bFGF在伤口愈合过程中发挥了促进作用,在DOPA-PonG1的联合作用下加速了创面修复。与商品化壳聚糖季铵盐敷料、藻酸盐敷料进行大鼠全皮肤层损伤修复对比,DOPA-bFGF/DOPA-PonG1@PLGA纺丝纤维膜修复的效果最为显着,明显优于商品化敷料组。综上所述,本研究使用电纺丝技术制备了一种图案化PLGA电纺丝纤维膜,基于分子仿生理论,制备了两种仿生化生物活性因子DOPA-bFGF和DOPAPonG1,利用DOPA分子的黏附作用增强了bFGF和PonG1与图案化PLGA纺丝膜的结合力,体外实验结果验证了表面结合有DOPA-bFGF和DOPA-PonG1的PLGA纺丝膜的抗菌和促进细胞生长的能力,体内实验表明这种图案化纤维膜能够加速大鼠背部全皮层伤口的愈合。
张琳[3]（2021）在《功能性复合支架构建及其促进创伤修复的研究》文中进行了进一步梳理组织或器官创伤严重危害了人们的身体健康和生活质量。自体组织/器官移植、药物治疗、手术救治等作为常规的治疗手段,取得了良好的创伤修复效果,但存在免疫反应严重、供体不足、药物副作用大等多种问题。当前,通过功能性支架制备、活性物质联用、细胞活性调节等方式发展的组织工程技术,有效促进了机体的创伤修复。在本论文中,应用组织工程方法成功制备了多种功能性复合支架,在无疤痕皮肤创伤修复、诱导组织再生、骨组织修复等方面取得了良好的治疗效果。全层皮肤创伤的修复过程往往伴随着疤痕的形成,极大地危害了人们的身体和心理健康。皮肤疤痕的产生原因及治疗手段,在临床探索上依然困难重重。本课题组前期研究发现,抗纤维化多肽（AF38pep）具有与整合素相似的功能区域,能竞争性结合纤连蛋白额外结构域A（EDA-FN）,有效阻止EDA-FN与整合素结合后触发的纤维化生物学信号的发生。在本文第一部分,通过京尼平交联,制备了负载AF38pep的羧甲基壳聚糖（CMCS）/γ-聚谷氨酸（γ-PGA）复合水凝胶（HSP）。HSP具有贯通的多孔结构、良好的生物相容性、有效的血液凝结能力和抗菌性;能有效抑制激活的成纤维细胞的增殖及迁移,下调纤维化相关基因与蛋白的表达;HSP快速释放AF38pep的行为,能有效调节皮肤的创伤修复过程,促进表皮和真皮的正常再生,调节胶原纤维的合理分布与成熟,加速炎症反应的消退,促进皮肤附属结构和血管化的生成;通过RNAseq分析发现,HSP有效的无疤痕皮肤再生效果与粘着斑信号（FA）的下调有关。总之,HSP能有效抑制疤痕的产生,促进正常皮肤再生。当前,牙周疾病的发病率在全球范围内持续增加,诱导组织再生（GTR）膜在治疗牙周疾病方面取得了良好的效果,但其存在功能单一、降解速度不适宜、力学性质较差等问题。壳聚糖（CS）具有良好的生物相容性、抑菌性、止血性等多种生物学功能,在创伤修复领域已有广泛应用。在本文第二部分,通过静电纺丝与冷冻干燥相结合的方法,制备了一种结合CS的“类三明治”结构聚己内酯（PCL）/明胶（GEL）纳米纤维复合膜,该复合膜具有均匀的纤维形貌,稳定的三层结构,合适的力学性质;通过调整PCL和GEL的比例,能实现可控的降解速率;该复合膜还具有良好的细胞相容性,能有效提高细胞活性,加速血液凝结;该复合膜在大鼠皮下埋植4 w后,仍具有良好的结构完整性,能有效阻止细胞的浸润。总之,这种结合CS的“类三明治”结构纳米纤维复合膜充分发挥了GTR膜的优势,改善了GTR膜存在的不足,在诱导组织再生领域具有良好的应用潜力。骨缺损修复治疗已成为当前一项巨大的临床挑战。骨组织工程支架的应用为骨修复带来了新的希望,但其存在生物活性低、力学稳定性差、骨诱导效果弱等问题。富血小板纤维蛋白（PRF）是一种从血液中获取的富含多种活性成分的凝胶状物质,具有多种生物学功能,在创伤修复领域已有广泛应用。本文第三部分,通过静电交联的方式,制备了CS/γ-聚谷氨酸（γ-PGA）/纳米羟基磷灰石（n HA）水凝胶（CPH）,将其填充在骨缺损处,能发挥骨引导的作用;通过静电纺丝法制备了PCL/GEL纳米纤维膜（P2G3）,将其贴附在软硬组织交界处,能有效阻止软组织浸润到骨组织;新鲜的PRF作为复合支架的中间层,能长效释放多种生长因子,具有骨诱导效果。此外,该复合支架具有良好的力学性质,有效的矿化活性;均匀稳定的分层结构,有利于个性化定制满足不同创伤部位的需要;良好的生物相容性,较高的细胞成骨诱导能力;能有效促进大鼠颅骨修复与家兔牙槽骨再生。总之,这种结合PRF的三层多功能复合支架,充分发挥了骨诱导、骨引导和骨整合的作用,能有效促进骨修复,在临床治疗骨缺损方面具有良好的应用前景。在本论文中,通过结合多种生物活性物质,制备了不同类型的多功能复合支架,有效促进了机体不同部位的创伤修复。本文所研究的多种复合支架在组织工程领域具有广泛的应用价值,为创伤修复提供了新的研究思路,在未来的临床应用中具有良好的发展前景。
车诗怡[4]（2021）在《bFGF缓释纳米敷料的制备及其创面主动修复性能研究》文中进行了进一步梳理碱性成纤维细胞生长因子（basic fibroblast growth factor,bFGF）在创面主动修复中发挥重要作用,现有的临床应用剂型以喷雾剂和冻干粉剂为主,存在易于失活、无法实现缓释等不足。静电纺丝制备的纳米纤维具有无纺布膜的形态,具有高孔隙率、良好的阻菌性和透气性,以及可仿生细胞外基质的结构和生物学功能的特性,是制备生物活性创面敷料的理想材料。但现有工艺存在制备过程繁琐,不适合规模放大,药物活性收率低,释放不可控等一系列挑战。针对上述问题,本论文设计一种bFGF-ATP-Zn三元复合体系以提高bFGF的稳定性和生物活性,以具有良好生物相容性的聚己内酯（polycaprolactone,PCL）作为高分子基材,通过乳液静电纺丝技术制备具有bFGF缓释特性及创面主动修复功能的新型纳米敷料。论文研究结果和创新点如下:（1）以具有与bFGF相近分子量和等电点、活性易于检测的溶菌酶（Lysozyme,Lyso）为模型药物,对载药乳液电纺体系的制备条件进行系统优化。在最优的乳液制备条件下（10%PCL为油相、5%水油比、1.5%Span80,超声乳化5 min）,经乳液电纺可以制备出尺寸均一、具有“外壳-内芯”结构的载溶菌酶纳米纤维Lyso/PCL,溶菌酶的活性收率达到91.96%,在4℃存储30天后保持初始活性的65.62%,而游离酶剩余活性仅有36.92%。（2）Lyso/PCL载酶纳米纤维膜具有优异的药物缓释性能与可降解性,其30天的体外累积释放量可达到82.68%,通过人真皮成纤维细胞（human dermal fibroblast,HDF）的增殖实验验证了 Lyso/PCL纳米纤维膜具有良好的生物相容性,在HDF接种6天后其细胞密度和融合度显着增加,并伴有Ⅰ型胶原分泌。Lyso/PCL对金黄色葡萄球菌等革兰氏阳性菌具有显着的抑菌效果,且抑菌活性随着内水相溶菌酶浓度的增加而增强。（3）基于bFGF与ATP和Zn2+之间的静电相互作用、配位作用,以及Zn2+和bFGF促进细胞增殖的协同作用,设计一种bFGF-ATP-Zn三元复合体系,可以将HDF细胞活性提高46.67%,并且经过60℃加热之后,活性仍然保持97.63%,证实了 ATP和Zn2+协同可以促进bFGF的细胞增殖活性和稳定性。以bFGF-ATP-Zn作为内水相,通过乳液电纺制备出bFGF-ATP-Zn/PCL纳米敷料,具有显着的缓释性能,14天的bFGF累积释放率为22.76%。与bFGF/PCL组相比,该纳米敷料促进HDF细胞增殖的活性提高了 1.39倍,Ⅰ型胶原容积提高了 3.45倍,溶血率由14.72%降低至3.13%。最后将bFGF-ATP-Zn/PCL纳米敷料应用于小鼠皮肤缺损模型,与bFGF/PCL组相比,可以能够更好地加速创面愈合并减少创面周围瘢痕。综上所述,本论文以乳液电纺体系为基础,以溶菌酶为模型蛋白,优化了载蛋白药物的乳液电纺体系制备条件,制得活性高、稳定性好的载溶菌酶纳米纤维膜;基于bFGF-ATP-Zn三元复合体系的稳定性和高活性,制得生物相容性好、具有bFGF缓释特性及创面主动修复功能的新型纳米敷料,为生物活性型创面敷料的产品开发及应用提供了研究基础。
沈炎冰[5]（2021）在《具有炎症缓解特性的软骨组织工程仿生支架的构筑和功效评价》文中研究指明关节软骨缺损治疗是目前临床上面临的最具挑战性的问题之一,由于软骨组织无血管、无神经和无淋巴的特性,在受损之后很难自行愈合。炎症反应是影响软骨损伤进程的一个关键因素,期间产生的大量促炎症因子会引起细胞的代谢紊乱和软骨基质分解增强,最终导致软骨缺损修复的失败,因此如何有效调控炎症反应是应对软骨损伤修复的重要策略。近年来,通过组织工程方法构建具有仿生天然软骨细胞外基质（ECM）特性的生物材料支架修复受损软骨组织,可为关节软骨缺损的治疗提供新的思路和可能性。其中,基于脂肪族聚酯材料（如聚乳酸PLA、聚乙醇酸PGA及二者的共聚物PLGA等）的电纺纤维支架,由于具有在结构上仿生天然软骨组织ECM中的胶原纤维的独特优势,已受到领域研究者的广泛关注。然而,脂肪族聚酯材料降解过程中产生的酸性降解产物（乳酸、乙醇酸及其低聚物）,会引起严重的无菌炎症反应;同时,支架本身在植入体内后也常常由于免疫反应而引起早期炎症反应的发生。因此,如何构建具有炎症缓解特性的软骨组织工程仿生支架是实现软骨损伤有效再生修复的关键所在。本学位论文基于可生物降解的脂肪族聚酯电纺仿生纤维,分别以原位中和其酸性降解产物和引入抗炎生化信号为主要炎症缓解策略,构建具有高度仿生天然软骨ECM结构和生化信号的微环境,探讨仿生支架的炎症缓解作用及对软骨损伤的再生修复功效和应用潜力。具体研究内容如下:（1）从原位中和脂肪族聚酯材料酸性降解产物的角度,本研究提出发展“中性纤维”功能纤维的设计思路。利用同轴电纺技术,通过调节壳层壳聚糖（CTS）溶液的注射速率制备具有不同CTS含量涂层的CTS/PLGA壳芯取向纤维,然后通过体外降解方法,研究壳层碱性天然成分CTS对芯层PLGA降解产物的原位酸度中和作用,并从细胞和组织层面评价CTS/PLGA纤维的pH中和特性对炎症反应的缓解作用。结果表明,体外降解过程中,CTS/PLGA纤维中壳层CTS成分能有效中和芯层PLGA降解引起的pH下降,降解8周后,CTS/PLGA组的pH维持在接近中性,而PLGA组的pH则下降至3.1。利用降解液模拟的降解酸性微环境,发现CTS的酸度中和作用可显着减少人成纤维细胞的促炎症因子IL-6和IL-8的分泌（分别为PLGA组的37%和34%）和下调促炎症基因IL-6、IL-8和IL-1β的表达（分别为PLGA组的34%、69%和56%）,同时促进ECM相关基因COL-1和COL-3的表达。对支架体外生物相容性评价的实验结果表明,相比于PLGA纤维,CTS/PLGA“中性纤维”虽然减缓了成纤维细胞的增殖和粘附能力,但却促进细胞的迁移和胶原蛋白的分泌。在植入大鼠皮下2周和4周后,对新生组织进行H&E染色和CD68免疫组化染色,发现CTS/PLGA“中性纤维”能显着减缓体内炎症细胞的募集和异物巨细胞的形成,同时减少新生血管化的形成及促进成纤维细胞长入支架内部和分泌大量细胞外基质。（2）基于壳聚糖的pH中和特性及其与天然软骨ECM中糖胺聚糖（GAGs）化学结构相似的优势,将PLGA电纺纤维制备成短纤维后复合到柠檬酸改性的壳聚糖水凝胶（CC）中,以仿生软骨ECM的纤维-水凝胶复合结构,同时增强壳聚糖基CC水凝胶的力学性能;接着,引入软骨脱细胞基质（CDM）作为软骨分化诱导的生化信号,通过冷冻成胶法（cryogelation）和冷冻干燥法（lyophilization）制备了可在组成、结构和生化上对天然软骨基质微环境高度仿生的3D多孔支架,然后研究该仿生支架对软骨形成和再生修复的促进作用。结果表明,PLGA短纤维和CDM的引入能显着增强CC水凝胶的力学性能（压缩应力提升了349%,杨氏模量提升了153%）,同时具有大孔径、合适的孔隙率及快速吸水能力。PLGA短纤维增强的CC水凝胶体系（即Fib/CC）同样具有pH中和特性,能有效减缓包埋皮下后炎症细胞的募集和异物巨细胞的形成。而对于同时含有PLGA短纤维和CDM的复合水凝胶（即CDM-Fib/CC）仿生支架,在体外细胞实验中能有效促进软骨细胞的粘附和增殖及形成成熟的新生软骨组织,伴随着丰富的软骨特异性ECM（GAGs和II型胶原）的沉积;进一步,通过动物实验将CDM-Fib/CC仿生支架植入兔软骨下骨缺损处,发现该仿生支架增强的力学性能及软骨诱导活性能有效促进缺损的再生修复。（3）从将抗炎生化信号引入仿生支架的角度,本研究通过在电纺PLLA取向纤维的表面涂覆聚多巴胺（PDA）涂层,利用PDA分子中的非共价键（π-π叠加和氢键）吸附作用负载具有炎症缓解作用的小分子药物橙皮素（Hes）,然后研究了该支架中Hes介导的炎症缓解作用及对软骨细胞功能的影响。结果表明,PDA涂覆后的PLLA支架可成功负载Hes,并在体外实现缓慢释放。通过体外细胞实验发现,Hes@PDA/PLLA仿生支架有效下调RAW264.7巨噬细胞促炎基因表达（TNF-α、IL-1β和INOS）和上调抗炎基因（CD206和IL-4）表达,从而调控炎症激活的巨噬细胞从促炎M1表型向抗炎M2表型转换。除此之外,发现Hes@PDA/PLLA仿生支架也能通过下调炎症激活的软骨细胞促炎基因（TNF-α、IL-1β和INOS）和基质金属蛋白酶3（MMP3）的表达,实现软骨特异功能相关基因（Aggrecan、CollagenⅡ和Sox9）的表达和相关蛋白（GAGs和胶原）的分泌,利于软骨形成。综上所述,本研究通过同轴电纺技术制备了具有壳芯结构的CTS/PLGA“中性纤维”,利用壳层CTS的原位酸度中和特性缓解芯层PLGA降解引起的pH下降,从而缓解了炎症反应,利于提高该仿生纤维支架的长期生物相容性;基于壳聚糖的pH中和特性及其与软骨基质中的GAGs化学结构相似的优势,将PLGA短纤维和CDM复合到壳聚糖基水凝胶中制备了力学及软骨诱导能力均显着增强的仿生软骨支架,通过其结构和成分的高度仿生特性及足够的力学性能,实现了有效修复和再生软骨缺损;最后通过将小分子药物Hes引入到PDA改性的PLLA纤维上,构建了有潜力缓解（植入初期）炎症反应特性的工程化仿生纤维支架,研究通过Hes的缓释对炎症缓解及软骨细胞功能的影响和机制。这些研究不仅丰富和加深了构建具有炎症缓解特性的工程化纤维仿生支架应用于组织再生（如软骨组织）的功效和机理的认识,同时也为软骨组织工程中仿生支架的设计和构建提供了新的思路和方向,对推动具有良好生物相容性的工程化软骨支架的构建和促进其临床应用转化具有重要指导作用和参考价值。
杨桂然[6]（2020）在《成纤维细胞联合血管内皮细胞促进脂肪干细胞增殖及成骨分化研究》文中研究指明目的:为进一步优化组织工程骨仿生性能,本研究拟通过将具有优良增殖分化性能、分泌合成胶原能力、含多种调控因子的成纤维细胞（FB）与血管内皮细胞（VECs）联合共培养脂肪间充质干细胞（ADSCs）,探讨FB对ADSCs的作用,明确FB是否能加强VECs的直接诱导作用,为解决组织工程骨形成缓慢、血管化缓慢等问题以及临床骨缺损治疗方案提供捷径和新思路。方法:①将血管内皮细胞、成纤维细胞、脂肪干细胞三种细胞株分别体外培养,并通过细胞形态学及表面标记进行检测和鉴定,确定其各自细胞生物学特性;②将细胞分为四组:ADSCs组、ADSCs+VECs共培养组、ADSCs+FB共培养组、ADSCs+VECs+FB共培养组,分别倒置显微镜下观察细胞的形态变化;③CCK-8法绘制出各组细胞的生长曲线,比较各组细胞增殖情况;④共培养第7、14、21、28天各组进行茜素红染色、ALP染色,分别进行定性及定量检测;⑤共培养第3周行Western blot检测各组BMP-2蛋白水平表达;⑥共培养第3周行RT-PCR检测成骨标志基因（ALP、OCN）mRNA的表达,以评估共培养体系的成骨分化能力。结果:①三种细胞的形态及增殖情况良好,ADSCs的CD90、CD105（+）,成骨诱导（+）;VECs的CD133、vWF（+）;FB的Vinmintin（+）;②ADSCs+VECs+FB共培养组培养至14天时,细胞之间出现许多突触相互连接,部分细胞融合成团块状,呈巢状分布,而ADSCs单独组细胞形态单一,未见细胞团出现;③生长曲线可见各组细胞吸光度逐渐升高,各组生长曲线形态基本相同,ADSCs+VECs+FB共培养组OD值最高;④茜素红染色定量分析第14天时,ADSCs组与ADSCs+VECs组比较、ADSCs+FB组与ADSCs+VECs+FB组比较无明显差异（P>0.05）,第21天时,除ADSCs组与ADSCs+VECs组比较无明显差异外（P>0.05）,其余各时间、各组组间两两比较均有统计学差异（P<0.05）;ALP染色定量分析各时间段组间均有统计学差异（P<0.05）;除第21天时,B组与C组比较无明显差异外（P>0.05）,其余各个时间点、各组组间两两比较均有统计学差异（P<0.05）;⑤Western Blot结果显示四组细胞均有表达,ADSCs+FB组和ADSCs+VECs+FB组的表达较明显,且ADSCs组与ADSCs+VECs组相比无明显差异（P>0.05）,其余各组组间两两比较均有统计学差异（P<0.05）;⑥RT-PCR结果显示对于ALP mRNA的表达,ADSCs组与ADSCs+FB组相比无明显统计学差异外（P>0.05）,其余各组相比均有统计学差异（P<0.05）,对于OCN mRNA的表达,除ADSCs组与ADSCs+VECs组相比无明显统计学差异外（P>0.05）,其余各组相比均有差异（P<0.05）。结论:①在共培养条件下VECs能在体外无其他条件诱导情况下直接促进ADSCs增殖并向成骨细胞分化;②FB和ADSCs体外共培养条件下促进ADSCs成骨分化的能力比VECs强,但促其增殖效果不如VECs;③FB联合VECs与ADSCs共培养既能使ADSCs大量增殖,又能促进其快速而高效向成骨细胞分化。
陈春茂[7]（2019）在《仿生静电纺水凝胶纤维束支架用于脊髓损伤修复的研究》文中研究说明第一部分 GelMA水凝胶生物支架的制作及其材料结构和性能表征[目的]构建定向Gelatin和GelMA水凝胶生物支架,并评估相关物理和化学性能。[方法]首先制备GelMA材料,再使用静电纺丝和紫外光照交联,制备出定向GelMA水凝胶纤维,通过纤维的多次折叠即可得到纤维束。使用静电纺丝技术制备出定向Gelatin和GelMA纤维,再通过戊二醛的交联作用,得到定向Gelatin水凝胶纤维,通过光交联获得GelMA水凝胶纤维,再通过纤维的多次折叠得到相应的纤维束支架。采用SEM对材料进行拍照,所得的图像结合NanoMesurer软件分析两组纤维的直径分布情况,采用吸水称重的方式评估支架的吸水率,将纤维支架放置在PBS中,通过称重,考察纤维支架的降解率。通过生物力学仪器测试其力学性能。[结果]经过SEM图片和NanoMesurer分析,本实验通过平行接收装置制备出表面光滑,具有相同方向的纤维支架,而滚筒接收制备的纤维支架是定向性较差。其中GelMA纤维支架的直径为1.1±0.13um,Gelatin纤维支架的直径为1.4±0.13um;通过力学测试,可以得到两种纤维支架都具有一定的弹性。其中GelMA纤维支架的最大拉伸长度是原长度的4.54倍,Gelatin纤维支架的最大拉伸长度近原长度的1.94倍。通过计算杨氏模量可以得到,GelMA纤维支架的杨氏模量为0.7Kpa,远远小于Gelatin纤维支架的杨氏模量（1.5Kpa）。而循环应力-应变结果结果显示,Gelatin纤维支架的应力应变曲线的斜率,随着反复拉伸有很大的变化。于此相反,GelMA纤维支架的曲线斜率基本不变。吸水率的测试结果显示,在0天时,GelMA纤维支架的吸水率是本身的6.17倍,而Gelatin纤维支架为5.26倍。虽然随着时间的延长,两种支架的吸水率都在下降,但是GelMA支架的吸水率始终大于Gelatin（p<0.05）。降解实验显示,在第 3 天时,GelMA 剩余 94.8±0.84%,Gelatin 剩余 95.2±0.84（p>0.05）,但是随着时间的延长,Gelatin支架和GelMA支架的降解率差距在增大,35天后Gelatin支架剩余 40±1.58%,而 GelMA 支架只剩下 19±1.58%（p<0.05）。[结论]GelMA纤维支架具备定向良好的定向效果和力学性能,并且实现较好的保水性和可降解性。第二部分 GelMA水凝胶生物支架促进BMSCs和神经元细胞的粘附和体外迁移的研究[目的]探讨定向Gelatin和GelMA水凝胶生物支架促进大鼠BMSCs和海马神经元细胞迁移、黏附、增殖的能力。[方法]将BMSCs种植在Gelatin和GelMA支架上,培养1天后,将种植在支架上的细胞进行酒精脱水,冻干后利用扫描电子显微镜观察细胞的粘附和迁移。将BMSCs种植在两种支架上后在第1和3天,使用CCK-8法检测细胞增殖率。通过鬼笔环肽染色检测支架促进细胞粘附的能力。使用活死细胞染色技术,检测支架的生物相容性。通过荧光染色,观察纤维支架对海马神经元细胞的形态和轴突生长的影响。采用共聚焦显微镜和鬼笔环肽染色,在培养细胞的1、2、3天后,进行拍照,考察Gelatin和GelMA支架促进细胞迁徙渗透的能力。[结果]BMSCs在Gelatin和GelMA支架上状态正常,粘附良好,且细胞朝GelMA支架深处迁移。鬼笔环肽染色显示,BMSCs在两种支架上都有很好的粘附,但对照组上细胞形状为不规则形状,朝向不定,而长在Gelatin和GelMA支架上的细胞细长,且定向。活死细胞染色结果显示,接种在Gelatin和GelMA的细胞大部分都存活。CCK-8结果显示,在培养的1、3天细胞正常增殖。GelMA支架显着促进细胞的增殖,相对于其余二组差异有显着统计学意义（p<0.01）,对海马神经元细胞的轴突染色结果显示,对照组上的海马神经元细胞没有生长,轴突没有延伸,非定向的两种纤维支架虽然可以促进轴突的延长,但是不能使轴突朝一个方向延伸。而Gelatin支架和GelMA支架上的海马神经元细胞不仅数量多,定向,而且轴突延伸性好,其中GelMA支架上的轴突延伸性最好。通过鬼笔环肽染色和共聚焦显微镜拍照,可以看出,GelMA支架上的细胞随着时间的延长,正在逐渐的往下迁移（第一天为38.9±4.92um,第二天为127.55±14.54um,第三天为197.5±18.lum）,而Gelatin支架上的细胞只有轻微迁移（第一天 24±4.35um,第二天 41.87±6.28um,第三天 60.6±8.4um）。定量数据显示GelMA组与Gelatin组相比,差异有统计学意义（p<0.05）。[结论]GelMA支架生物相容性良好,能促进细胞在支架上黏附、增殖、迁移;在体外有促进神经元轴突伸长的能力。第三部分 GelMA水凝胶生物支架促进脊髓损伤修复的研究[目的]探讨GelMA支架促进活体脊髓损伤修复的可行性。[方法]建立大鼠脊髓损伤模型,分为Gelatin和GelMA纤维支架和对照组。通过BBB运动评价量进行大鼠术后下肢运动功能的评价。在术后12周取脊髓进行组织切片及免疫组化染色(包括神经干细胞染色,神经元染色,神经轴突染色,胶质疤痕染色,星形胶质细胞染色,血管内皮细胞染色。观察神经修复、血管形成情况。[结果]通过评价下肢功能恢复情况可以判断支架修复脊髓的效果。术后第1、2、3、4、6、8、10、12周使用BBB量表进行大鼠后肢运动功能评价。结果显示,术后对照组和Gelatin组大鼠下肢自主运动功能恢复较慢且有限,GelMA组大鼠恢复较好。随着治疗时间的延长,GelMA组的治疗效果与另外两组相比,越来越好,当达到12周时GelMA组评分达到12.4±1.67,相对于空白组6.6±1.52和Gelatin组8±1.23有显着性差异（p<0.05）。本研究中脊髓神经再生观测指标包括神经干细胞、神经元以及神经突触。Nestin染色结果显示在损伤后12周仍能在损伤部位观察到神经干细胞的存在,通过光密度定量测定发现GelMA组脊髓中神经干细胞明显多于Gelatin组和空白对照组（p<0.05）,证明GelMA支架更适宜周围NSCs向支架内迁移并生存。而神经元是脊髓功能恢复的细胞基础,同样,Tuj-1标记的由NSCs分化的神经元在GelMA支架内于其Gelatin支架和对照组相比显着性增高（p<0.05）。神经突触免疫组化的定性和定量结果显示,GelMA支架组的synaptophysin阳性信号明显高于Gelatin组和空白对照组（p<0.05）,证明GelMA支架内有更多的突轴形成。星形胶质细胞和胶质疤痕的染色结果显示,Gelatin组和空白对照组有大量的胶质细胞增生和胶质疤痕形成,而GelMA组明显少（p<0.05）。通过对比12周后CD31标记的血管内皮细胞的图片,GelMA组比另外两组有着更多的荧光,定量结果显示差异有统计学意义（p<0.05）。[结论]用电纺水凝胶纤维构建的软仿生支架,不仅促进了神经干细胞的迁移,诱导其分化为神经元,而且抑制了其向胶质细胞分化,减少胶质瘢痕的形成,同时促进了血管生成。此外,该支架具有较高的弹性,可以在缺少骨性椎管保护的情况下抵抗变形。仿生的水凝胶微纤维在促进活体脊髓功能再生方面被证明是有效的。
Ho Jon Kee[8]（2019）在《强化型真皮再生模板调控真皮成纤维细胞生物学行为及诱导真皮再生作用的研究》文中指出背景:烧创伤、糖尿病溃疡和静脉性溃疡等各种急慢性因素极易影响人体最大的器官——皮肤,可造成不同程度的皮肤缺损。深度皮肤缺损的面积超过一定的范围,就会难以自愈,给患者及其家庭带来巨大的痛苦和沉重的经济负担。因此,治疗深度皮肤缺损的关键就是尽早封闭创面。最常见的临床治疗方法是自体皮肤移植,但是,感染风险、供皮区的匮乏和二次损伤等限制了自体皮肤移植的应用。真皮替代物是真皮再生的模板,在皮肤重建/再生中至关重要,它的出现为临床上深度皮肤缺损的治疗提供了一条新的途径。创面的修复主要由炎症细胞、血管内皮细胞、角质形成细胞、成纤维细胞、细胞外基质、生长因子及细胞因子等共同参与,其过程大致可以分为炎症期,增生期和重塑期,这三个过程相互重叠。皮肤损伤后,真皮成纤维细胞作为重要的修复细胞被激活、增殖、迁移、分化并合成多种细胞外基质（包括胶原和多糖类等）及分泌多种细胞因子,这种生物学行为被认为是创面修复的重要部分。基于前期的研究发现,采用具有良好生物相容性、可降解性的多孔结构胶原-壳聚糖（CCS）支架作为真皮支架材料与PLGA经编网（PLGAm）整合成强化型真皮支架,具有较高的机械强度,能够在体内诱导组织再生功能,具有巨大的临床应用潜在前景。目的:本项目在前期研究的基础上,体外部分通过在强化型聚乳酸-羟基乙酸编织网胶原壳聚糖支架（PLGAm/CCS）上接种人真皮成纤维细胞,与胶原壳聚糖支架（CCS）作对比,在体外环境条件下,考察PLGAm/CCS支架对真皮成纤维细胞生物学行为的影响。体内研究,将PLGAm/CCS支架移植到动物创面,考察真皮替代物在体内诱导组织再生情况及转归情况,为进一步研究真皮替代物的临床转化提供理论基础。方法:（1）强化型真皮再生模板的制备:将PLGA网置于模具中,注入0.5%胶原-壳聚糖溶液（质量比为9:1）,4℃孵育过夜,-20℃下冷冻2h,然后冻干24h,得到厚度为2mm的PLGAm/CCS多孔支架;（2）体外细胞接种实验:随后将原代提取的人真皮成纤维细胞接种到PLGAm/CCS支架上,通过体外ELISA检测α-羟脯氨酸（α-Hp）和Ⅰ型胶原羧基末端肽（CICP）量的变化观察成纤维细胞的胶原合成能力;通过激光共聚焦（CLSM）观察PLGAm/CCS支架对成纤维细胞的影响;采用MTT法检测PLGAm/CCS支架对成纤维细胞的毒性作用;（3）体内实移植PLGAm/CCS支架入SD大鼠体内,通过HE染色和免疫组织化学法观察移植PLGAm/CCS支架对大鼠创面的影响;（4）采用RT-qPCR和蛋白质免疫印迹法（WB）观察移植PLGAm/CCS支架后大鼠新生组织中CD31、Col Ⅰ、Col Ⅲ和Elastin的RNA和蛋白质表达量的影响。结果:（1）PLGAm/CCS支架具有良好的机械强度,和合适的三维多孔结构;（2）PLGAm/CCS和CCS支架接种真皮成纤维细胞后,其上清液中α-Hp和CICP含量随培养时间的延长而升高,且两组支架间比较有显着性差异（P<0.05）,表明PLGAm/CCS支架能促进真皮成纤维细胞的胶原合成与分泌;（3）通过CLSM观察到PLGAm/CCS支架中的成纤维细胞含量明显高于其他组支架（P<0.05）,结果表明,PLGAm/CCS支架能促进成纤维细胞的黏附和生长;（4）MTT结果显示,PLGAm/CCS支架的生物相容性良好,PLGA网的存在对细胞功能基本没有影响;（5）体内移植实验,HE染色和免疫组织化学法结果显示,PLGAm/CCS支架能够与周围组织紧密结合,新生血管的数目显着增多（P<0.05）,且胶原排列有序,更有利于组织再生;（6）RT-qPCR和WB结果显示,术后5d后,PLGAm/CCS支架组大鼠组织中CD31、ColⅠ、ColⅢ和Elastin的mRNA和蛋白质表达量均显着高于CCS支架组（P<0.05）。结果表明,PLGAm/CCS支架可以诱导细胞快速长入、促进血管新生,促使新生组织形成。结论:强化型真皮再生模板（PLGAm/CCS）的机械强度高,具有良好的生物相容性,对真皮成纤维细胞的增殖能力基本没有影响且能促进人真皮成纤维细胞合成分泌胶原等细胞外基质。体内移植PLGAm/CCS支架促进血管新生,以及胶原纤维的生成和沉积,同时使胶原高度有序排列,促进创面修复再生。PLGAm/CCS具有潜在的临床转化价值。
冯保会[9]（2018）在《复合雪旺细胞组织工程材料促进三叉神经髓鞘修复的实验研究》文中进行了进一步梳理原发性三叉神经痛是一种常见的颅神经综合症。微血管减压术是外科治疗三叉神经痛的首选,其核心技术是将血管从神经压迫部位分离,然后用Teflon垫开。但是,Teflon仅仅起到物理隔离的作用,对髓鞘的修复并无作用。而且在复发三叉神经痛再次手术中发现,Teflon与神经、血管存在粘连,甚至有肉芽肿形成。研究证实,复合雪旺细胞的组织工程材料具有促进周围神经轴突再生和髓鞘形成的作用。组织工程材料是否具有促进三叉神经髓鞘修复的作用,如有作用其可能的机制是什么,这些正是本研究希望解决的问题。实验目的:制备复合雪旺细胞的组织工程材料,植入脱髓鞘三叉神经周围,明确组织工程材料促进三叉神经髓鞘修复的作用及机制,为三叉神经微血管减压术植入材料的选择提供新思路,进一步提高三叉神经痛的手术疗效。实验方法:利用三叉神经颅内段定量损伤制备大白兔三叉神经痛动物模型,通过行为学、电生理学及病理学鉴定动物模型。运用坐骨神经体外预变性培养及纯化雪旺细胞,镜下观察、免疫荧光鉴定雪旺细胞数量及纯度。制备复合雪旺细胞的Teflon、胶原/壳聚糖组织工程材料,观察雪旺细胞在材料中的存活及增殖情况。制备三叉神经痛动物模型,将复合雪旺细胞的组织工程材料植入脱髓鞘的三叉神经周围,检测材料植入后雪旺细胞的存活率。观察三叉神经髓鞘修复情况,明确复合雪旺细胞的组织工程材料促进髓鞘修复的作用。RT-PCR、Western blot检测GDNF、BDNF转录和表达情况,揭示髓鞘修复的机制。实验结果:通过三叉神经颅内段定量损伤成功制备了三叉神经痛动物模型,三叉神经有脱髓鞘改变,模型稳定、重复性好。利用坐骨神经体外预变性可获得大量高纯度的雪旺细胞。实验成功制备了复合雪旺细胞的Teflon、胶原/壳聚糖组织工程材料,雪旺细胞在材料上生长良好。将复合雪旺细胞的组织工程材料植入动物模型的三叉神经周围,术后7天、14天雪旺细胞存活良好。组织工程材料组大白兔三叉神经功能显着改善,三叉神经髓鞘修复较好。RT-PCR、Western blot结果显示GDNF、BDNF转录和表达水平较其它组显着增高。实验结论:复合雪旺细胞的Teflon、胶原/壳聚糖组织工程材料植入大白兔三叉神经周围,雪旺细胞存活良好,且具有促进髓鞘修复的作用,其作用机制可能与分泌的GDNF、BDNF有关。
张静[10]（2018）在《3D打印组织工程复合支架修复恒河猴牙槽骨缺损的实验研究》文中研究说明临床上常见牙周病、外伤、肿瘤、先天性唇腭裂形成的牙槽嵴裂等各种原因造成的不同程度、不同范围的牙槽骨缺损,采取什么样的治疗方式,才能达到形态、功能和美观的完美修复,这是口腔界的一大难题。目前主要采用骨移植手术对骨缺损部位进行修复。从修复效果看,使用自体骨进行移植修复无疑是首选方案,但自体骨移植手术会因取材,给患者带来二次创伤。为减轻患者的创伤痛苦,临床上采用同种异体骨、异种骨、以及金属合金、高分子聚合物等人工骨作为代替材料进行移植修复,达到了一定的修复目的,但同时也需要面对相应的免疫排斥、组织相容、疾病交叉传播、以及材料生物学或力学性能等方面潜在的问题。骨组织工程为牙槽骨缺损的修复提供了新的方向。骨组织工程是将医学原理与工程技术结合,在各种因子的诱导下,使接种于支架材料上的细胞不断增殖,逐渐达到修复骨缺损的目的,其关键要素为细胞、支架、诱导因子。相关研究表明,骨髓间充质细胞可在适宜的条件下分化成骨细胞、软骨细胞、肌肉细胞等,是组织工程理想的种子细胞,但如何调控定向分化仍属难题。生物玻璃在促进组织修复方面具有突出的理化性能,采用纤维沉积设备打印溶胶-凝胶型微纳米生物活性玻璃三维多孔支架,可以在保证力学性能的前提下,通过微玻璃球堆叠自然形成微纳米级孔隙,有利于促进细胞的黏附、迁移和分化,赋予生物活性玻璃支架更优异的性能;同时纤维沉积技术避免了常规的热熔,有利于保留材料的生物活性或可能添加的生物因子;3D打印可以制备具有特定几何形状、尺寸和内部级孔结构多样化的三维支架,以满足临床上的不同需求。壳聚糖（ChitosanCS）是一种具有生物特性的优质载体,神经表皮生长因子样蛋白-1（Nel-liketypeⅠmolecular-1,NELL1）是一个新型有效的成骨因子,其相关研究正在探索完善中。本实验构建负载NELL-1的DNA（pDNA-NELLl）的CS纳米粒,将此纳米粒与3D打印的溶胶-凝胶型微纳米生物活性玻璃（3D printed and sol-gel micro-nano bioactive glasses,BG）进行复合,以恒河猴骨髓间充质干细胞（bone marrow mesenchymal stem cells,BMSCs）作为种子细胞、pDNA-NELL1 作为诱导因子、BG为支架,复合构成组织工程骨材料,植入到已制备的恒河猴牙槽骨缺损区模型中,以评价该组织工程植骨材料的原位成骨能力,观察BMSCs介导下基因修饰型微纳米生物玻璃复合材料对恒河猴牙槽大面积骨缺损的再生修复效果,以及检测再生部位牙槽骨的骨修复情况,以期为临床上修复不同几何形状、不同尺寸大小的牙槽骨、乃至其他部位的骨缺损,提供一种更有效、可行的组织工程骨材料,使组织工程骨修复向个性化的发展迈出一大步。本实验分为以下两个部分:第一部分BMSCs介导3D打印微纳米生物活性玻璃三维多孔支架复合NELL1-DNA组织工程骨材料的制备目的:构建和制备新型组织工程牙槽骨材料——BMSCs介导3D打印微纳米生物活性玻璃三维多孔支架复合NELL1-DNA的组织工程骨（BGCSn（pDNA-NELL1）+BMSCs）,并完成实验分组。方法:1.本实验中所用的3D打印微纳米生物活性玻璃支架是由华南理工大学国家人体组织功能重建工程技术研究中心提供,针对本实验的特殊性和要求,综合采用溶胶-凝胶技术与有机模板自组装技术制备介孔生物玻璃微球,以直径为350 nm左右的生物活性玻璃微球为打印材料、聚乙烯醇为粘结剂,采用纤维沉积设备打印生物活性玻璃三维多孔支架,成功制备出10mm×10mm×5mm长方体生物玻璃支架,孔径长宽为250 μm,并在支架表面涂覆高浓度PBS缓冲液和海藻酸钠磷酸盐复合液形成K3CaH（P04）2沉积表面,以最大程度的增强生物活性玻璃支架材料的抗压强度,并具有良好的体外磷灰石形成活性。该生物活性玻璃支架能够提供骨组织修复过程中促进骨细胞增殖需要的微孔尺寸在150-500 μ m范围内、孔隙率不小于40%的连通多孔的三维环境,且具有良好的生物活性和可降解性,其相关性能该研究中心已做过完善的实验及研究并已发表成果。2.培养恒河猴骨髓间充质干细胞（BMSCs）:穿刺抽取恒河猴骨髓,将其放在含有10%的胎牛血清和1%的双抗的DMEM/F12的培养基进行培养,使骨髓组织贴壁生长,收集传代培养第3、4代细胞。显微镜下观察BMSCs的生长方式及形态学变化、染色实验检测BMSCs成骨分化能力,CCK-8实验评价细胞增殖能力。3.制备壳聚糖包载pDNA-NELL1纳米粒:将10g壳聚糖溶于360mL的NMP（1-甲基-2-吡略烷酮）,搅拌下加入35mL15%NaOH、57.5mLCH3I。经过沉淀获取TMC。取0.4 mL pDNA-NELL1溶于骨涎蛋白溶液（BSP）中,配成浓度为0.5mg/mL的DNA溶液,将0.4mL此溶液加入离心管中,然后加入1.2mL浓度1mg/mL TMC的BSP溶液,混合震荡后制备出N/P值为10的载pDNA-NELL1的纳米颗粒溶液（CSn）。4.BMSCs介导3D打印溶胶-凝胶型生物活性玻璃三维支架复合NELL1组织工程骨材料的制备,实验分组。所有支架均经过预处理,准备浓度为1mg/mL的壳聚糖溶液、浓度为5×106 cells/mL的BMSCs细胞悬浮液,开始分组制备组织工程骨。实验分4组,对照组3组和实验组。Ⅰ.对照组1（BG）:220 μL生理盐水滴加到BG支架上,浸润4-6个小时,接着滴加200 μL生理盐水（与下面各组滴加的细胞悬浮液等量）。Ⅱ.对照组2（BG+BMSCs）:220 μL生理盐水滴加到BG支架上,浸润4-6个小时,接着滴加200 μL BMSCs细胞悬浮液。Ⅲ.对照组3（BGCSn+BMSCs）:先混合200 μL壳聚糖溶液和20 μL生理盐水,涡旋震荡30秒,将混合液220 μL滴加到BG支架上,浸润4-6个小时,接着滴加200 μL BMSCs细胞悬浮液。Ⅳ.实验组（BGCSn（pDNA-NELL1）+BMSCs）:先混合200 μL壳聚糖溶液和20 μ L壳聚糖包载的pDNA-NELL1纳米粒混合液,涡旋震荡30秒,将此混合液220 μL滴加到BG支架上,浸润4-6个小时,接着滴加200 μL BMSCs细胞悬浮液。上述操作步骤保障对照组2、3和实验组的支架材料中均种有1 × 106个细胞。结果:1.电镜下支架成微球状排列,BG微球表明粗糙,BMSCs细胞粘附于支架。2.显微镜下观察恒河猴BMSCs体外培养期细胞形态变化,细胞传代至第三代时细胞呈纺锤样,形成辐射或旋涡样的紧密排列。碱性磷酸酶、茜素红染色实验均呈阳性,证明BMSCs在体外诱导成功向成骨细胞分化。3.成功制备大小为10mm×10mm×5mm组织工程牙槽骨材料,并分为4组,BG、BG+BMSCs、BGCSn + BMSCs、BGCSn（pDNA-NELL1）+BMSCs。结论:以恒河猴BMSCs作为种子细胞、NELL1作为细胞因子、3D打印的溶胶-凝胶型生物活性BG为支架,可制备出新型的BMSCs介导3D打印生物活性玻璃三维支架复合NELL1基因的组织工程牙槽骨骨材料。第二部分组织工程骨修复恒河猴牙槽骨缺损的动物实验实验一:动物实验—恒河猴牙槽骨缺损模型的组织工程修复目的:恒河猴牙槽骨缺损模型的组织工程修复,用于检测组织工程材料修复牙槽骨缺失模型的可行性,以及为后续观察和评价组织工程牙槽骨的修复能力建造平台。方法:1.建立牙槽骨缺损模型:4只成年雌性恒河猴,随机编号A、B、C、D号,上下左右颌骨按照口腔国际区域编码为1、2、3、4四个象限,共计16个牙槽骨实验区。术前24小时禁食禁水,全身麻醉,消毒,分别拔除ABCD猴的四个象限的第一、二前磨牙,磨除拔牙窝周边骨及颊侧骨皮质,保留舌侧的骨皮质,建立约10mm×10mm×5mm大小的、共计16个的牙槽骨缺损区。2.组织工程牙槽骨材料植入手术:在ABCD猴的4个牙槽骨缺损区分别随机植入4种骨材料（BG、BG+BMSCs、BGCSn+BMSCs、BGCSn（pDNA-NELL1）+BMSCs）,但保证每只恒河猴的每个牙槽骨缺损区植入的骨材料是不同的,以消除不同猴之间、不同牙槽骨缺损区之间的差异。植入组织工程骨后,缺损缝合,严密覆盖植入的组织工程牙槽骨。3.术后行X光检查,检查植骨材料的植入情况。4.术后护理:牙龈缝合后局部消毒,术后2周给予软食。术后连续7天全身用药抗感染。术后每天两次用2%洗必泰50 mL口腔冲洗和手术部位消毒,持续2周。5.术后观察:ABCD猴的日常活动、饮食、情绪有无异常,伤口有无红肿、渗出等炎症反应,以及有无化脓、坏死等并发症的发生。若无异常,2周后拆线。结果:1.在A、B、C、D猴的四个象限分别建立牙槽骨缺损模型,并将4种骨材料（BG、BG+BMSCs、BGCSn+BMSCs、BGCSn（pDNA-NELL1）+BMSCs）分别成功植入牙槽骨缺损区,每只猴的每个象限所植入的材料均不同。2.X光片示:ABCD猴的4个牙槽骨缺损区均有骨材料植入。3.术后2周加强护理,2周内观察到ABCD猴的日常活动、饮食、情绪无异常,伤口无红肿、渗出等炎症反应,无化脓、坏死等并发症的发生。2周后拆线。结论:成功在ABCD猴的四个象限建立牙槽骨缺损模型,并将4种骨材料（BG、BG+BMSCs、BGCSn+BMSCs、BGCSn（pDNA-NELL1）+BMSCs）分别植入牙槽骨缺损区,术后两周无炎症反应和并发症发生。实验二:组织工程骨修复牙槽骨缺损动物实验模型的评价目的:组织工程牙槽骨材料植入恒河猴牙槽骨缺损区术后12周,二次手术,观察、检测新型组织工程骨材料对恒河猴牙槽骨缺损的修复效果,评价其成骨性能。方法:1.植入材料术后12周,植骨区拍摄X光片。2.二次手术,术中观察植骨区,并取ABCD猴的四个象限的植骨区骨:术前24小时禁食禁水,全身麻醉,消毒,分别拔除ABCD猴的四个象限的尖牙,翻瓣后观察植骨区,然后取骨,取骨的范围大于第一次手术的植骨区,分离出15mm×12mm×7mm大小骨块,标号。3.Micro-CT三维重建以观测骨组织内部的修复情况。4.组织学检查:将标本置于10%甲醛水溶液中固定7天。共计16个骨标本。固定后包埋切片,HE染色。结果:1.X线结果:实验组（BGCSn（pDNA-NELL1）+BMSCs）显示植骨材料与周边骨界线不清,植骨材料几乎被完全吸收改建,骨小梁结构清晰,数目较多,呈网状结构均匀排列,骨皮质比较均匀连续,牙槽嵴高度比对照组都高,牙槽嵴顶高度几乎与周边自体骨相一致,植骨区呈大范围的高密度阻射阴影区。对照组1（BG）显示植骨材料与周边骨界线较清楚。越接近周边骨的材料吸收改建,可见稀松的骨小梁结构散在排列。近牙槽嵴顶可清晰看到植骨材料。对照组2（BG+BMSCs）显示植骨材料与周边骨界线不清,植骨材料几乎被完全吸收改建,骨小梁结构清晰,但数目较少,散在排列。牙槽嵴顶呈U型,最凹处低于周围自体骨高度。对照组3（BGCSn+BMSCs）显示植骨材料与周边骨界线不清,植骨材料几乎被完全吸收改建,骨小梁结果清晰,数目较少但比BG+BMSCs组多,散在排列。牙槽嵴顶呈U型,最凹处低于周围自体骨高度,植骨区阻射阴影密度高于BG+BMSCs组。2.术中翻瓣后,肉眼可观察到有新骨形成,新骨的大小和植入材料相类似,可观察到新生骨与周围正常骨组织分界不明显,新骨表面较光滑平整没有明显的凹陷或者凸起,表面并有骨膜覆盖。3.Micro-CT三维重建图像显示,实验组和对照组都有新骨生成,实验组比对照组骨小梁更加粗大,骨小梁排列更紧密,骨密度更高。BG组见骨小梁形成凌乱稀疏无规则,可观察到有空洞形成。BG+BMSCs组和BGCSn+BMSCs组植骨区骨小梁结构清晰,数量较多,均未发现空洞,新骨与周边骨形成整合,观察不到明显界线,骨缺损愈合良好。4.组织切片HE显示,实验组（BGCSn（pDNA-NELL1）+BMSCs）显示新生骨组织与周边骨完全融合,形成致密的新骨,有大量成熟的骨细胞。BG组新骨形成有大量的空腔和结缔组织,骨细胞形成数量少,位置比较稀疏。BG+BMSCs组和BGCSn+BMSCs组新骨密度、数量低于实验组,但都高于BG组,空腔和结缔组织的数量小于BG组。结论:构建的组织工程骨材料BGCSn（pDNA-NELL1）+BMSCs植入恒河猴牙槽骨缺损区实验中,肉眼、X-ray及Micro-CT观察显示新生骨量、密度、硬度、结构与正常骨极为接近,骨皮质光滑与周边正常骨连接紧密。组织学观察显示缺损区炎反应小,新生组织结果接近正常骨,有效促进恒河猴牙槽骨缺损的修复。
二、Biological Feature of Collagen-Chitosan Membrane with Basic Fibroblast Growth Factor for the Culture of Human Fibroblast（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、Biological Feature of Collagen-Chitosan Membrane with Basic Fibroblast Growth Factor for the Culture of Human Fibroblast（论文提纲范文）
（1）诱导性心脏祖细胞的生成及其3D水凝胶培养体系的构建（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 文献综述 |
| 1.iCMs的生成 |
| 1.1 体外重编程 |
| 1.2 体内重编程 |
| 2.iCPCs的生成 |
| 2.1 体外重编程 |
| 2.2 体内重编程 |
| 2.3 转录因子 |
| 2.3.1 Gata4 |
| 2.3.2 Nkx2.5 |
| 2.3.3 Tbx5 |
| 2.3.4 Mesp1 |
| 2.3.5 Baf60c |
| 3.壳聚糖-3D水凝胶 |
| 3.1 壳聚糖的结构和理化性质 |
| 3.2 壳聚糖的生物学特性及应用 |
| 3.3 壳聚糖-3D水凝胶在心脏组织工程中的应用 |
| 4.总结和展望 |
| 第2章 试验部分 |
| 引言 |
| 试验一 iCPCs的生成与鉴定 |
| 1.材料 |
| 1.1 细胞 |
| 1.2 主要仪器与设备 |
| 1.3 主要药品与试剂 |
| 1.4 主要溶液配制 |
| 2.方法 |
| 2.1 HEK-293T细胞的培养 |
| 2.1.1 HEK-293T细胞的复苏 |
| 2.1.2 HEK-293T细胞的传代培养 |
| 2.1.3 HEK-293T细胞的冻存 |
| 2.2 免疫细胞化学染色 |
| 2.3 质粒构建 |
| 2.4 质粒DNA的提取 |
| 2.5 质粒DNA的酶切验证 |
| 2.5.1 1 %琼脂糖凝胶的制备 |
| 2.5.2 样品准备 |
| 2.5.3 酶切及琼脂糖凝胶电泳检测 |
| 2.6 细胞转染 |
| 2.7 iCPCs的鉴定 |
| 2.7.1 形态学观察 |
| 2.7.2 免疫细胞化学染色 |
| 2.7.3 RT-qPCR |
| 2.8 iCPCs的体外分化和鉴定 |
| 2.8.1 形态学观察 |
| 2.8.2 免疫细胞化学染色 |
| 2.8.3 RT-qPCR |
| 2.9 数据统计分析 |
| 3.结果与分析 |
| 3.1 HEK-293T细胞的体外培养 |
| 3.1.1 形态学观察 |
| 3.1.2 免疫细胞化学染色 |
| 3.2 质粒DNA提取 |
| 3.2.1 菌液电泳 |
| 3.2.2 酶切验证 |
| 3.2.3 HEK-293T细胞的转染 |
| 3.3 iCPCs的鉴定 |
| 3.3.1 形态学观察 |
| 3.3.2 免疫细胞化学染色 |
| 3.3.3 RT-qPCR |
| 3.4 iCPCs的体外诱导分化 |
| 3.4.1 形态学观察 |
| 3.4.2 免疫细胞化学染色 |
| 3.4.3 iCPCs及其体外诱导分化所得细胞的阳性率 |
| 3.4.4 RT-qPCR |
| 4.讨论 |
| 4.1 iCPCs的体外生成 |
| 4.2 iCPCs的体外诱导分化 |
| 5.小结 |
| 试验二 iCPCs的3D水凝胶培养体系构建 |
| 1.材料 |
| 1.1 细胞 |
| 1.2 主要仪器与设备 |
| 1.3 主要药品与试剂 |
| 1.4 主要溶液配制 |
| 2.方法 |
| 2.1 3D水凝胶的构建及性能表征 |
| 2.1.1 3D水凝胶的制备 |
| 2.1.2 3D水凝胶支架的电镜观察 |
| 2.1.3 3D水凝胶支架孔隙度的测定 |
| 2.1.4 3D水凝胶溶胀率的测定 |
| 2.1.5 3D水凝胶体外降解率的测定 |
| 2.2 3D水凝胶的细胞培养 |
| 2.2.1 不同比例组成3D水凝胶对iCPCs增殖的影响 |
| 2.2.2 不同比例组成3D水凝胶对iCPCs存活的影响 |
| 2.2.3 3D水凝胶培养iCPCs回收条件的研究 |
| 2.3 iCPCs在3D水凝胶中的形态学观察 |
| 2.4 iCPCs在3D水凝胶中的诱导分化 |
| 2.4.1 形态学观察 |
| 2.4.2 免疫细胞化学染色 |
| 2.4.3 RT-qPCR |
| 2.5 数据统计分析 |
| 3.结果与分析 |
| 3.1 3D水凝胶支架的超微结构 |
| 3.2 3D水凝胶支架孔隙率、溶胀率和降解率的测定 |
| 3.2.1 孔隙率的测定 |
| 3.2.2 溶胀率的测定 |
| 3.2.3 降解率的测定 |
| 3.3 不同比例组成3D水凝胶对iCPCs细胞行为的影响 |
| 3.3.1 细胞增殖 |
| 3.3.2 存活率 |
| 3.4 3D水凝胶中iCPCs回收条件的研究 |
| 3.5 3D水凝胶中iCPCs的形态学观察 |
| 3.6 iCPCs在3D水凝胶中的诱导分化 |
| 3.6.1 形态学观察 |
| 3.6.2 免疫细胞化学染色 |
| 3.7 3D水凝胶中iCPCs诱导分化所得细胞的比率 |
| 3.8 RT-qPCR |
| 4.讨论 |
| 4.1 不同凝胶比例组成对3D水凝胶物理特性的影响 |
| 4.2 不同比例组成3D水凝胶对iCPCs行为的影响 |
| 4.3 3D水凝胶支架中iCPCs回收条件的研究 |
| 4.4 3D水凝胶对iCPCs诱导分化的影响 |
| 5.小结 |
| 总结 |
| 参考文献 |
| 附录 缩略词表 |
| 在读期间发表论文及参加课题参研情况一览表 |
| 致谢 |
（2）聚乳酸-羟基乙酸共聚物的仿生功能化及皮肤创伤修复研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 皮肤创伤修复的过程和机制 |
| 1.2.1 皮肤创伤修复的阶段 |
| 1.2.2 参与皮肤创伤修复的生长因子 |
| 1.2.3 生长因子的作用模式 |
| 1.3 皮肤创伤修复敷料的材料特点 |
| 1.3.1 生物相容性 |
| 1.3.2 生物降解性 |
| 1.3.3 机械性能 |
| 1.3.4 加工方式 |
| 1.4 皮肤创伤修复敷料的材料分类 |
| 1.4.1 天然材料 |
| 1.4.2 人工合成高分子材料 |
| 1.5 创伤修复材料的生长因子功能化方式 |
| 1.5.1 共混法 |
| 1.5.2 吸附法 |
| 1.5.3 共价结合法 |
| 1.5.4 特异结合法 |
| 1.6 创伤修复材料的抗菌功能化 |
| 1.6.1 抗生素 |
| 1.6.2 金属纳米粒子 |
| 1.6.3 抗菌肽 |
| 1.7 基于贻贝蛋白的仿生材料 |
| 1.7.1 非电镀法金属沉积 |
| 1.7.2 DOPA协助生长因子黏附于材料表面 |
| 1.8 本课题设计思路和主要研究内容 |
| 1.8.1 设计思路 |
| 1.8.2 主要研究内容 |
| 1.9 研究路线图 |
| 第2章 仿生黏附成纤维细胞生长因子的制备 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 原料和试剂 |
| 2.2.2 主要器材和设备 |
| 2.2.3 Y-bFGF和bFGF的表达载体构建 |
| 2.2.4 重组蛋白的表达与纯化 |
| 2.2.5 重组蛋白的Western blot检测 |
| 2.2.6 Y-bFGF和bFGF生物学活性 |
| 2.2.7 Y-bFGF中的酪氨酸羟化反应 |
| 2.2.8 DOPA-bFGF和bFGF与PLGA膜的结合效率 |
| 2.2.9 DOPA-bFGF和bFGF的释放能力 |
| 2.3 实验结果 |
| 2.3.1 Y-bFGF和bFGF的表达与纯化 |
| 2.3.2 Y-bFGF和bFGF的Western-blot检测 |
| 2.3.3 生物学活性 |
| 2.3.4 DOPA-bFGF的黏附能力 |
| 2.3.5 DOPA-bFGF和 bFGF的缓释能力 |
| 2.4 结果讨论 |
| 2.5 本章小结 |
| 第3章 仿生黏附抗菌肽的制备和表征 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验材料、仪器和试剂 |
| 3.2.1 主要试剂 |
| 3.2.2 实验材料和仪器 |
| 3.2.3 试剂配制 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 DOPA-PonG1的合成 |
| 3.3.2 荧光成像法检测DOPA-PonG1与聚合物材料结合能力 |
| 3.3.3 BCA法检测DOPA-PonG1的释放 |
| 3.3.4 DOPA-PonG1抗菌能力检测 |
| 3.4 实验结果 |
| 3.4.1 DOPA-PonG1与聚合物材料结合能力分析 |
| 3.4.2 DOPA-PonG1释放行为分析 |
| 3.4.3 DOPA-PonG1抗菌性能分析 |
| 3.5 结果讨论 |
| 3.6 本章小结 |
| 第4章 图案化纳米纤维膜的静电纺丝制备及理化表征 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验材料、仪器和试剂 |
| 4.2.1 主要试剂 |
| 4.2.2 实验材料和仪器 |
| 4.2.3 试剂配制 |
| 4.3 实验方法 |
| 4.3.1 仿生黏附因子改性图案化纺丝膜的制备 |
| 4.3.2 纺丝纤维膜表面形貌观测 |
| 4.3.3 接触角及机械性能测试 |
| 4.3.4 纺丝纤维膜溶胀率及蛋白吸附性能检测 |
| 4.4 实验结果 |
| 4.4.1 电纺丝纤维膜表面形貌观测 |
| 4.4.2 纺丝纤维膜亲水性及机械性能分析 |
| 4.4.3 纺丝纤维膜溶胀率及蛋白吸附能力 |
| 4.5 结果讨论 |
| 4.6 本章小结 |
| 第5章 负载仿生黏附活性因子的纤维膜的生物活性研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验材料、仪器和试剂 |
| 5.2.1 实验动物 |
| 5.2.2 主要试剂 |
| 5.2.3 实验材料和仪器 |
| 5.3 实验方法 |
| 5.3.1 细胞增殖和黏附能力检测 |
| 5.3.2 组织修复相关基因表达的实时定量PCR检测 |
| 5.3.3 动物的饲养和分组 |
| 5.3.4 大鼠全层皮肤缺损模型建立 |
| 5.3.5 术后护理 |
| 5.3.6 表皮创伤愈合程度评估 |
| 5.3.7 皮肤组织的取材和切片 |
| 5.3.8 组织切片的HE染色 |
| 5.3.9 组织切片的Masson染色 |
| 5.4 实验结果 |
| 5.4.1 纺丝纤维膜对细胞增殖和黏附的影响 |
| 5.4.2 组织修复相关基因表达 |
| 5.4.3 大鼠创面愈合外相观察 |
| 5.4.4 大鼠创面愈合率评价 |
| 5.4.5 HE染色观察皮肤愈合情况 |
| 5.4.6 Masson染色观察组织胶原沉积情况 |
| 5.4.7 与商品化创伤敷料对比实验 |
| 5.5 结果讨论 |
| 5.6 本章小结 |
| 第6章 总结与展望 |
| 6.1 总结 |
| 6.2 展望 |
| 第7章 创新点 |
| 参考文献 |
| 作者简介及科研成果 |
| 致谢 |
（3）功能性复合支架构建及其促进创伤修复的研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 第一章 引言 |
| 第一节 组织工程支架在创伤修复领域的发展现状 |
| 1.1.1 组织工程策略促进创伤修复的研究背景 |
| 1.1.1.1 无支架组织工程策略 |
| 1.1.1.2 基于支架的组织工程策略 |
| 1.1.2 组织工程复合支架的设计理念 |
| 1.1.2.1 生物材料的分类 |
| 1.1.2.2 组织工程复合支架的制备技术与方法 |
| 1.1.3 复合支架在创伤修复领域的应用与挑战 |
| 第二节 皮肤创伤修复领域的发展现状 |
| 1.2.1 皮肤创伤修复的现状 |
| 1.2.2 创伤修复过程 |
| 1.2.2.1 炎症反应阶段 |
| 1.2.2.2 新组织形成 |
| 1.2.2.3 组织重塑 |
| 1.2.3 疤痕创伤治疗机理 |
| 1.2.3.1 疤痕降低与创伤修复炎症阶段的关系 |
| 1.2.3.2 调节组织增殖阶段减少疤痕形成 |
| 1.2.3.3 基于整合素与粘着斑相关信号的疤痕降低策略 |
| 1.2.4 组织工程中无疤痕修复策略 |
| 1.2.4.1 常见治疗手段 |
| 1.2.4.2 组织工程治疗手段 |
| 1.2.5 组织工程复合支架在皮肤创伤修复领域的展望 |
| 第三节 诱导组织再生材料在牙周修复领域的发展现状 |
| 1.3.1 牙周组织概述 |
| 1.3.2 常见的牙周疾病治疗手段 |
| 1.3.3 再生材料在牙周组织再生方面的应用 |
| 1.3.3.1 GTR在牙周组织再生方面的应用 |
| 1.3.3.2 GBR在牙周组织再生方面的应用 |
| 1.3.4 常见的牙周组织再生材料的制备 |
| 1.3.5 未来的挑战和展望 |
| 第四节 骨组织再生领域的发展现状 |
| 1.4.1 骨组织简介 |
| 1.4.2 骨修复过程及常用治疗手段 |
| 1.4.2.1 骨修复的过程 |
| 1.4.2.2 常用的治疗手段 |
| 1.4.3 骨组织工程的发展 |
| 1.4.3.1 支架 |
| 1.4.3.2 细胞 |
| 1.4.3.3 生物活性因子 |
| 1.4.3.4 力学环境 |
| 1.4.4 骨组织工程的挑战和展望 |
| 第五节 本课题的提出及研究意义 |
| 第二章 负载抗纤维化多肽的复合水凝胶在皮肤创伤修复中防疤痕的作用 |
| 第一节 前言 |
| 第二节 实验部分 |
| 2.2.1 实验仪器与实验材料 |
| 2.2.1.1 实验仪器 |
| 2.2.1.2 实验材料 |
| 2.2.2 实验方法 |
| 2.2.2.1 复合水凝胶的制备 |
| 2.2.2.2 表面形貌观察 |
| 2.2.2.3 溶胀性 |
| 2.2.2.4 机械性能 |
| 2.2.2.5 化学结构表征 |
| 2.2.2.6 保湿性 |
| 2.2.2.7 降解性 |
| 2.2.2.8 多肽释放实验 |
| 2.2.2.9 流变性实验 |
| 2.2.2.10 细胞活性实验 |
| 2.2.2.11 细胞粘附实验 |
| 2.2.2.12 血液凝结实验 |
| 2.2.2.13 抗菌实验 |
| 2.2.2.14 细胞迁移实验 |
| 2.2.2.15 胶原沉积实验 |
| 2.2.2.16 免疫细胞荧光染色 |
| 2.2.2.17 Western blot检测α-SMA表达 |
| 2.2.2.18 通过qRT-PCR分析纤维化相关基因表达 |
| 2.2.2.19 兔耳疤痕皮肤创伤模型的建立 |
| 2.2.2.20 组织学染色实验 |
| 2.2.2.21 RNA测序 |
| 2.2.2.22 数据统计方法 |
| 第三节 实验结果与讨论 |
| 2.3.1 复合水凝胶的理化性质结果分析 |
| 2.3.1.1 成胶性观察 |
| 2.3.1.2 复合水凝胶表面形貌观察 |
| 2.3.1.3 力学性质分析 |
| 2.3.1.4 流变学结果分析 |
| 2.3.1.5 表面化学结构分析 |
| 2.3.1.6 溶胀性、保水性和降解性分析 |
| 2.3.1.7 多肽释放动力学结果分析 |
| 2.3.2 体外实验结果分析 |
| 2.3.2.1 细胞相容性分析 |
| 2.3.2.2 细胞粘附形态分析 |
| 2.3.2.3 血液凝结效果分析 |
| 2.3.2.4 抗菌性结果分析 |
| 2.3.2.5 水凝胶浸提液对细胞迁移的影响 |
| 2.3.2.6 胶原沉积的定量结果分析 |
| 2.3.2.7 细胞中α-SMA和 F-actin表达分析 |
| 2.3.2.8 α-SMA的蛋白表达分析 |
| 2.3.2.9 与皮肤疤痕形成有关的m RNA表达分析 |
| 2.3.3 兔耳疤痕实验结果 |
| 2.3.3.1 皮肤创伤修复的形态观察 |
| 2.3.3.2 H&E染色结果 |
| 2.3.3.3 Masson三色染色结果 |
| 2.3.3.4 天狼猩红染色结果 |
| 2.3.3.5 CD31 染色结果 |
| 2.3.3.6 α-SMA染色结果 |
| 2.3.3.7 胶原染色结果 |
| 2.3.3.8 体内炎症反应结果 |
| 2.3.4 基因表达和生物学功能分析 |
| 2.3.4.1 关于HSF的 RNA测序分析 |
| 2.3.4.2 关于HaKF的 RNA测序分析 |
| 第四节 小结 |
| 第三章 结合壳聚糖的“类三明治”结构纳米纤维复合膜诱导牙周组织再生的研究 |
| 第一节 前言 |
| 第二节 实验部分 |
| 3.2.1 实验仪器与实验材料 |
| 3.2.1.1 实验仪器 |
| 3.2.1.2 实验材料 |
| 3.2.2 实验方法 |
| 3.2.2.1 CS溶液的制备 |
| 3.2.2.2 PG纺丝液的制备 |
| 3.2.2.3 静电纺丝PG纳米纤维膜的制备 |
| 3.2.2.4 结合CS的PG纳米纤维多层复合膜材料的制备 |
| 3.2.2.5 表面形貌观察 |
| 3.2.2.6 化学结构表征 |
| 3.2.2.7 溶胀性实验 |
| 3.2.2.8 孔隙率实验 |
| 3.2.2.9 拉伸力学实验 |
| 3.2.2.10 水接触角实验 |
| 3.2.2.11 体外降解实验 |
| 3.2.2.12 复合膜结构稳定性实验 |
| 3.2.2.13 3T3 细胞相容性实验 |
| 3.2.2.14 HGF细胞活性实验 |
| 3.2.2.15 细胞粘附实验 |
| 3.2.2.16 天狼猩红染色 |
| 3.2.2.17 血液凝结实验 |
| 3.2.2.18 大鼠皮下埋植实验 |
| 3.2.2.19 体内降解实验 |
| 3.2.2.20 组织学染色实验 |
| 3.2.2.21 数据统计方法 |
| 第三节 实验结果与讨论 |
| 3.3.1 CS-PG多层复合膜材料的理化表征结果分析 |
| 3.3.1.1 表观形貌观察结果 |
| 3.3.1.2 材料表面化学特征分析 |
| 3.3.1.3 溶胀率和孔隙率分析 |
| 3.3.1.4 力学性质分析 |
| 3.3.1.5 亲水性结果分析 |
| 3.3.1.6 材料体外降解性分析 |
| 3.3.2 体外实验结果分析 |
| 3.3.2.1 细胞相容性分析 |
| 3.3.2.2 细胞活性结果分析 |
| 3.3.2.3 细胞胶原沉积分析 |
| 3.3.2.4 细胞粘附形态分析 |
| 3.3.2.5 材料的血液凝结效果分析 |
| 3.3.3 大鼠皮下埋植实验结果 |
| 3.3.3.1 体内降解性分析 |
| 3.3.3.2 体内细胞浸润分析 |
| 第四节 小结 |
| 第四章 结合富血小板纤维蛋白的多功能复合支架诱导骨组织再生的研究 |
| 第一节 前言 |
| 第二节 实验部分 |
| 4.2.1 实验仪器与材料 |
| 4.2.1.1 实验仪器 |
| 4.2.1.2 实验材料 |
| 4.2.2 实验方法 |
| 4.2.2.1 复合支架的制备 |
| 4.2.2.2 表面形貌观察 |
| 4.2.2.3 力学性质测试 |
| 4.2.2.4 水接触角实验 |
| 4.2.2.5 孔隙率测定 |
| 4.2.2.6 溶胀性测试 |
| 4.2.2.7 化学结构表征 |
| 4.2.2.8 体外降解实验 |
| 4.2.2.9 体外矿化实验 |
| 4.2.2.10 PRF中生长因子的释放实验 |
| 4.2.2.11 细胞相容性实验 |
| 4.2.2.12 细胞活性实验 |
| 4.2.2.13 HGF在P2G3 表面的浸润实验 |
| 4.2.2.14 细胞粘附实验 |
| 4.2.2.15 体外细胞成骨诱导实验 |
| 4.2.2.16 qRT-PCR探究成骨相关基因的表达 |
| 4.2.2.17 大鼠颅骨缺损模型的制备 |
| 4.2.2.18 组织学和免疫组织化学染色 |
| 4.2.2.19 兔牙槽骨缺损模型的制备 |
| 4.2.2.20 组织化学染色 |
| 4.2.2.21 数据统计方法 |
| 第三节 实验结果与讨论 |
| 4.3.1 复合支架的表征分析 |
| 4.3.1.1 基本理化性质分析 |
| 4.3.1.2 亲水性结果分析 |
| 4.3.1.3 力学性质分析 |
| 4.3.1.4 表面化学特征分析 |
| 4.3.1.5 降解性结果分析 |
| 4.3.1.6 体外矿化活性结果分析 |
| 4.3.1.7 PRF中 PDGF和 TGF-β1 的释放规律 |
| 4.3.2 复合支架体外细胞行为分析 |
| 4.3.2.1 3T3 细胞的细胞相容性结果分析 |
| 4.3.2.2 HGF和 HDPSC的细胞相容性结果分析 |
| 4.3.2.3 细胞形貌观察 |
| 4.3.2.4 细胞浸润结果分析 |
| 4.3.2.5 ALP活性结果分析 |
| 4.3.2.6 HDPSC成骨分化结果分析 |
| 4.3.2.7 成骨相关基因的表达情况 |
| 4.3.3 大鼠颅骨缺损的骨再生实验结果 |
| 4.3.3.1 表观结果分析 |
| 4.3.3.2 Micro-CT结果 |
| 4.3.3.3 H&E染色结果 |
| 4.3.3.4 Masson三色染色结果 |
| 4.3.3.5 Goldner三色染色结果 |
| 4.3.3.6 OPN免疫组化结果 |
| 4.3.4 兔牙槽骨缺损模型的骨再生实验结果 |
| 4.3.4.1 表观结果分析 |
| 4.3.4.2 Micro-CT结果 |
| 4.3.4.3 H&E染色结果 |
| 4.3.4.4 Masson三色染色结果 |
| 4.3.4.5 Goldner三色染色结果 |
| 第四节 小结 |
| 第五章 全文结论 |
| 总结 |
| 创新点 |
| 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 个人简历在学期间发表的学术论文与研究成果 |
（4）bFGF缓释纳米敷料的制备及其创面主动修复性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 符号说明 |
| 第1章 引言 |
| 1.1 生长因子在创面修复中的应用 |
| 1.1.1 生长因子的分类及功能 |
| 1.1.2 碱性成纤维细胞生长因子(bFGF)及其受体 |
| 1.1.3 bFGF的剂型开发 |
| 1.2 静电纺丝制备纳米纤维 |
| 1.2.1 静电纺丝的原理 |
| 1.2.2 乳液静电纺丝制备纳米纤维 |
| 1.3 静电纺丝在生物医学中的应用 |
| 1.3.1 静电纺丝纳米纤维的特性 |
| 1.3.2 静电纺丝用作治疗性药物缓释载体 |
| 1.3.3 静电纺丝制备复合型医用伤口敷料 |
| 1.3.4 静电纺丝制备生物活性医用伤口敷料 |
| 1.4 本论文的立题依据和研究内容 |
| 1.4.1 立题依据 |
| 1.4.2 研究内容 |
| 第2章 乳液电纺制备载溶菌酶纳米纤维及其活性研究 |
| 2.1 研究背景 |
| 2.2 实验材料与设备 |
| 2.2.1 实验试剂与材料 |
| 2.2.2 实验仪器与设备 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 乳液的制备及优化 |
| 2.3.2 乳液静电纺丝 |
| 2.3.3 乳液电纺制备载溶菌酶纳米纤维膜的理化性质表征 |
| 2.3.4 乳液电纺制备载溶菌酶纳米纤维膜的活性表征 |
| 2.3.5 载溶菌酶纳米纤维膜的体外释放和降解 |
| 2.3.6 载溶菌酶纳米纤维膜的生物相容性测定 |
| 2.3.7 载溶菌酶纳米纤维膜的抑菌效果 |
| 2.3.8 有机可溶性溶菌酶的制备及乳液电纺制备壳层载酶的纳米纤维 |
| 2.4 实验结果与讨论 |
| 2.4.1 溶菌酶乳液体系稳定性的影响因素 |
| 2.4.2 乳液电纺制备载溶菌酶纳米纤维膜的影响 |
| 2.4.3 乳液电纺制备载溶菌酶纳米纤维膜的酶学性质 |
| 2.4.4 载溶菌酶纳米纤维膜的体外释放和降解行为 |
| 2.4.5 载溶菌酶纳米纤维膜的灭菌方法的选择 |
| 2.4.6 载溶菌酶纳米纤维膜的生物相容性考察 |
| 2.4.7 载溶菌酶纳米纤维膜的抗菌性能 |
| 2.4.8 有机可溶性溶菌酶的制备及乳液电纺 |
| 2.5 本章小结 |
| 第3章 bFGF缓释纳米敷料的制备及其创面主动修复性能研究 |
| 3.1 研究背景 |
| 3.2 实验材料与设备 |
| 3.2.1 实验试剂与材料 |
| 3.2.2 实验仪器与器材 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 溶液配制 |
| 3.3.2 含不同稳定剂的bFGF热变性温度检测 |
| 3.3.3 含不同稳定剂的bFGF细胞活性检测 |
| 3.3.4 乳液电纺制备载bFGF纳米敷料 |
| 3.3.5 含bFGF水凝胶的制备 |
| 3.3.6 载bFGF纳米敷料的体外释药与降解 |
| 3.3.7 载bFGF纳米敷料的血液相容性考察 |
| 3.3.8 载bFGF纳米敷料的细胞生长情况 |
| 3.3.9 载bFGF纳米敷料用于小鼠创面修复的研究 |
| 3.4 实验结果与讨论 |
| 3.4.1 不同稳定剂对bFGF热变性稳定的影响 |
| 3.4.2 不同稳定剂与bFGF结合后对细胞增殖的影响 |
| 3.4.3 乳液电纺制备载bFGF纳米敷料的形貌结构及理化性质表征 |
| 3.4.4 载bFGF纳米敷料的体外释药和降解 |
| 3.4.5 载bFGF纳米敷料的血液相容性和细胞活性 |
| 3.4.6 载bFGF纳米敷料用于小鼠创面修复 |
| 3.5 本章小结 |
| 第4章 结论与展望 |
| 4.1 论文的主要结论 |
| 4.2 论文的主要创新点 |
| 4.3 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 作者简历及攻读学位期间发表的学术论文与研究成果 |
（5）具有炎症缓解特性的软骨组织工程仿生支架的构筑和功效评价（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 缩略词 |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 关节软骨损伤与修复方法 |
| 1.1.1 关节软骨损伤 |
| 1.1.2 关节软骨损伤的修复方法 |
| 1.2 软骨组织工程与仿生支架 |
| 1.2.1 天然关节软骨的结构 |
| 1.2.2 软骨组织工程 |
| 1.2.3 原位软骨组织工程 |
| 1.2.4 软骨仿生支架 |
| 1.3 软骨再生与炎症反应 |
| 1.3.1 创伤性炎症反应 |
| 1.3.2 软骨组织工程与免疫反应 |
| 1.3.3 组织工程缓解炎症反应的方法 |
| 1.4 脂肪族聚酯材料在组织工程应用中的无菌炎症问题 |
| 1.4.1 脂肪族聚酯材料的基本性质 |
| 1.4.2 脂肪族聚酯材料的降解对组织再生的影响 |
| 1.4.3 缓解脂肪族聚酯材料引起的炎症反应的方法 |
| 1.5 课题的研究意义及内容 |
| 1.5.1 论文立题意义及研究设想 |
| 1.5.2 研究目的与内容 |
| 1.6 论文的创新点 |
| 1.7 参考文献 |
| 第二章 具有酸度中和特性的仿生纤维的制备及其炎症缓解作用 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 材料与方法 |
| 2.2.1 实验试剂与仪器 |
| 2.2.2 CTS/PLGA壳芯取向纤维的制备与表征 |
| 2.2.3 CTS/PLGA壳芯取向纤维的酸度中和特性检测 |
| 2.2.4 降解培养液炎症反应检测 |
| 2.2.5 壳芯取向纤维对人成纤维细胞行为的影响 |
| 2.2.6 壳芯取向纤维对体内炎症反应的影响 |
| 2.2.7 统计分析 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 CTS/PLGA壳芯取向纤维的形貌观察 |
| 2.3.2 CTS/PLGA壳芯取向纤维的化学结构表征 |
| 2.3.3 CTS/PLGA壳芯取向纤维的拉伸力学性能 |
| 2.3.4 CTS/PLGA壳芯取向纤维的降解性能 |
| 2.3.5 CTS/PLGA降解产物对人成纤维细胞的炎症标志物表达的影响 |
| 2.3.6 CTS/PLGA壳芯取向纤维对人成纤维细胞的行为及功能作用 |
| 2.3.7 CTS/PLGA壳芯取向纤维皮下包埋后炎症反应的评价 |
| 2.4 本章小结 |
| 2.5 参考文献 |
| 第三章 具有炎症缓解作用的高仿生软骨组织工程支架的构筑与评价 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 材料与方法 |
| 3.2.1 实验试剂与仪器 |
| 3.2.2 CDM-Fib/CC仿生支架的制备与表征 |
| 3.2.3 纤维增强CC复合支架的体内炎症反应检测 |
| 3.2.4 CDM-Fib/CC仿生支架对软骨细胞的行为影响 |
| 3.2.5 CDM-Fib/CC仿生支架体外软骨构建 |
| 3.2.6 CDM-Fib/CC仿生支架体内软骨修复实验 |
| 3.2.7 统计分析 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 CDM-Fib/CC仿生支架的表征 |
| 3.3.2 纤维增强CC复合支架的降解性能及炎症反应 |
| 3.3.3 CDM-Fib/CC仿生支架对软骨细胞的行为影响 |
| 3.3.4 CDM-Fib/CC仿生支架体外软骨构建及评价 |
| 3.3.5 CDM-Fib/CC仿生支架体内软骨修复及评价 |
| 3.4 本章小结 |
| 3.5 参考文献 |
| 第四章 负载Hes的仿生纤维支架对炎症缓解和软骨细胞功能的影响 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 材料与方法 |
| 4.2.1 实验试剂与仪器 |
| 4.2.2 Hes@PDA-PLLA纤维的制备与表征 |
| 4.2.3 Hes@PDA-PLLA纤维的药物负载及释放的研究 |
| 4.2.4 负载Hes的取向纤维对巨噬细胞极化特性的影响 |
| 4.2.5 负载Hes的取向纤维对软骨细胞功能表达的影响 |
| 4.2.6 统计分析 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 Hes@PDA-PLLA纤维的形貌变化 |
| 4.3.2 Hes@PDA-PLLA纤维的表面化学结构分析 |
| 4.3.3 Hes@PDA-PLLA纤维的药物负载率及释放行为 |
| 4.3.4 Hes@PDA-PLLA纤维对巨噬细胞极化特性的影响 |
| 4.3.5 Hes@PDA-PLLA纤维对软骨细胞炎症反应及软骨功能表达的影响 |
| 4.4 本章小结 |
| 4.5 参考文献 |
| 第五章 结论与展望 |
| 5.1 论文主要结论 |
| 5.2 研究展望 |
| 攻读博士学位期间发表论文、获奖及承担科研项目情况 |
| 致谢 |
（6）成纤维细胞联合血管内皮细胞促进脂肪干细胞增殖及成骨分化研究（论文提纲范文）
| 缩略词表 |
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 第一章 血管内皮细胞、脂肪干细胞及成纤维细胞的鉴定及体外培养 |
| 一、引言 |
| 二、材料和方法 |
| 三、结果 |
| 四、讨论 |
| 五、结论 |
| 六、参考文献 |
| 第二章 通过共培养血管内皮细胞及成纤维细胞诱导脂肪干细胞成骨分化的研究 |
| 一、引言 |
| 二、材料和方法 |
| 三、结果 |
| 四、讨论 |
| 五、结论 |
| 六、参考文献 |
| 全文总结 |
| 综述 成纤维细胞的生物学特性及分化潜能 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间发表文章情况 |
| 致谢 |
（7）仿生静电纺水凝胶纤维束支架用于脊髓损伤修复的研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 引言 |
| 参考文献 |
| 第一部分 GELMA水凝胶生物支架的制作及其材料结构和性能表征 |
| 前言 |
| 一、材料与方法 |
| 二、结果 |
| 三、讨论 |
| 四、结论 |
| 第二部分 GELMA水凝胶生物支架促进BMSCS和神经元的粘附和体外迁移的研究 |
| 前言 |
| 一、材料与方法 |
| 二、结果 |
| 三、讨论 |
| 四、结论 |
| 第三部分 CELMA水凝胶生物支架促进脊髓损伤修复的研究 |
| 前言 |
| 一、材料与方法 |
| 二、结果 |
| 三、结果 |
| 四、结论 |
| 全文总结 |
| 参考文献 |
| 综述 明胶及甲基丙烯酸化水凝胶的制备及应用 |
| 参考文献 |
| 中英文缩略词对照表 |
| 攻读学位期间已发表的论文、专利和学术获奖 |
| 主持或参与的科研项目 |
| 参加学术会议情况 |
| 致谢 |
（8）强化型真皮再生模板调控真皮成纤维细胞生物学行为及诱导真皮再生作用的研究（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 英文缩写词表 |
| 1 引言 |
| 2 实验材料及仪器 |
| 2.1 支架材料 |
| 2.2 主要试剂 |
| 2.3 实验仪器 |
| 2.4 实验动物 |
| 2.5 主要试剂配制 |
| 3 实验方法 |
| 3.1 PLGAm/CCS真皮支架的合成 |
| 3.2 PLGAm/CCS真皮替代物对人真皮成纤维细胞的体外研究 |
| 3.3 人真皮成纤维细胞的传代与冻存 |
| 3.4 PLGAm/CCS真皮支架对人真皮成纤维细胞的影响 |
| 3.5 真皮支架的体内研究 |
| 4 实验结果 |
| 4.1 ELISA检测α-羟脯氨酸(α-Hp)和Ⅰ型胶原羧基末端肽(CICP)的变化 |
| 4.2 MTT法检测细胞活力的变化 |
| 4.3 激光共聚焦显微镜观察人真皮成纤维细胞的变化 |
| 4.4 组织学观察 |
| 4.5 RT-qPCR检测组织中CD31、ColⅠ、Col Ⅲ和Elastin的RNA表达量变化 |
| 4.6 蛋白质免疫印迹法(WB)检测组织中CD31、Col Ⅰ、Col Ⅲ和Elastin蛋白表达量的变化 |
| 5 分析讨论 |
| 6 结论 |
| 参考文献 |
| 综述 |
| 参考文献 |
| 作者简历及在学期间所取得的科研成果 |
（9）复合雪旺细胞组织工程材料促进三叉神经髓鞘修复的实验研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 绪论 |
| 1.三叉神经痛的病因和发病机制 |
| 2.三叉神经痛的治疗现状 |
| 3.微血管减压术所面临的问题 |
| 4.组织工程技术的发展及复合雪旺细胞的组织工程材料促进三叉神经髓鞘修复的可行性 |
| 5.小结 |
| 第一部分 大白兔三叉神经痛动物模型的建立 |
| 1.引言 |
| 2.实验动物、材料和方法 |
| 3.结果 |
| 4.讨论 |
| 第二部分 坐骨神经体外预变性分离培养雪旺细胞的实验研究 |
| 1.引言 |
| 2.实验动物、材料和方法 |
| 3.结果 |
| 4.讨论 |
| 第三部分 聚四氟乙烯、胶原/壳聚糖复合材料的制备及与雪旺细胞相容性研究 |
| 1.引言 |
| 2.实验动物、材料和方法 |
| 3.结果 |
| 4.讨论 |
| 第四部分 复合雪旺细胞的组织工程材料促进大白兔三叉神经后根髓鞘修复的作用与机制 |
| 1.引言 |
| 2.实验动物、材料和方法 |
| 3.结果 |
| 4.讨论 |
| 全文结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 博士期间参与科研课题、发表论文及相关学术成果 |
（10）3D打印组织工程复合支架修复恒河猴牙槽骨缺损的实验研究（论文提纲范文）
| 论文创新点 |
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 引言 |
| 文献综述:应用组织工程技术修复牙周组织缺损的研究进展 |
| 实验研究 |
| 第一部分 组织工程牙槽骨材料的制备 |
| 1 材料和方法 |
| 2 结果 |
| 3 结论 |
| 4 讨论 |
| 第二部分 组织工程修复恒河猴牙槽骨的动物实验 |
| 实验一: 动物实验——恒河猴牙槽骨缺损模型的组织工程修复 |
| 1.实验动物和材料 |
| 2.方法 |
| 3.结果 |
| 4.结论 |
| 5.讨论 |
| 实验二——组织工程骨修复牙槽骨缺损动物实验模型的评价 |
| 1.材料和方法 |
| 2.结果 |
| 3.结论 |
| 4.讨论 |
| 全文结论 |
| 英文论文 |
| 中外文参考文献 |
| 病例报告 |
| SectionⅠ Log case |
| Case1 |
| References |
| 病例1 |
| 参考文献 |
| Case2 |
| Reference |
| 病例2 |
| 参考文献 |
| Case3 |
| References |
| 病例3 |
| 参考文献 |
| Case4 |
| References |
| 病例4 |
| 参考文献 |
| Case5 |
| References |
| 病例5 |
| 参考文献 |
| SectionⅡ Standard case |
| Research cases |
| Group A |
| Referances |
| Group B |
| References |
| Group C |
| References |
| Group D |
| References |
| Other cases |
| 申请人简历 |
| 攻博期间发表的科研成果 |
| 在职博士临床工作总结 |
| 致谢 |
四、Biological Feature of Collagen-Chitosan Membrane with Basic Fibroblast Growth Factor for the Culture of Human Fibroblast（论文参考文献）
- [1]诱导性心脏祖细胞的生成及其3D水凝胶培养体系的构建[D]. 褚新月. 西南大学, 2021
- [2]聚乳酸-羟基乙酸共聚物的仿生功能化及皮肤创伤修复研究[D]. 詹婧. 吉林大学, 2021(01)
- [3]功能性复合支架构建及其促进创伤修复的研究[D]. 张琳. 南开大学, 2021(02)
- [4]bFGF缓释纳米敷料的制备及其创面主动修复性能研究[D]. 车诗怡. 中国科学院大学(中国科学院过程工程研究所), 2021(01)
- [5]具有炎症缓解特性的软骨组织工程仿生支架的构筑和功效评价[D]. 沈炎冰. 东华大学, 2021(01)
- [6]成纤维细胞联合血管内皮细胞促进脂肪干细胞增殖及成骨分化研究[D]. 杨桂然. 昆明医科大学, 2020
- [7]仿生静电纺水凝胶纤维束支架用于脊髓损伤修复的研究[D]. 陈春茂. 苏州大学, 2019(04)
- [8]强化型真皮再生模板调控真皮成纤维细胞生物学行为及诱导真皮再生作用的研究[D]. Ho Jon Kee. 浙江大学, 2019(03)
- [9]复合雪旺细胞组织工程材料促进三叉神经髓鞘修复的实验研究[D]. 冯保会. 上海交通大学, 2018(01)
- [10]3D打印组织工程复合支架修复恒河猴牙槽骨缺损的实验研究[D]. 张静. 武汉大学, 2018(01)
标签：成纤维细胞生长因子论文; 成纤维细胞论文; 细胞分化论文; 壳聚糖论文; he染色论文;