一、人造器官的新希望——组织工程（论文文献综述）
关健,贾燕飞,张葆鑫,赵国中[1]（2022）在《4D生物打印在组织工程的应用》文中进行了进一步梳理背景:随着科技的不断发展3D生物打印已经成为组织工程学的重点研究领域,然而目前仍存在一些局限性无法解决。4D生物打印是最新兴起的一种技术,它成为了组织工程下一代的主要解决手段。目的:根据不同形状转变原理而分别介绍4D生物打印的材料和方式,探讨4D生物打印在组织工程中的应用以及目前面临的挑战。方法:以"4D bioprinting,4D biofabriation,printing,smart materials,smart scaffold,shape memory polymers,tissue engineering"或"4D生物打印,4D生物制造,打印,智能材料,智能支架,形状记忆聚合物,组织工程"等作为检索词,应用互联网在CNKI、PubM ed、SCIE数据库检索2016-01-01/2021-01-01发表的相关文献共127篇,经过第一作者筛除并追加收录优质参考文献,共纳入106篇文章进行综述分析。结果与结论:（1）4D生物打印是最新兴起的一种技术,它将时间的概念和3D生物打印相结合作为第四维度,4D生物打印能够制造复杂的具有功能性的结构;（2）它可以通过使用智能材料制作动态的三维生物结构,这些结构可以在各种刺激下改变形状;（3）印刷细胞结构的功能转变和成熟也被认为是4D生物打印其中的一种形式;（4）该技术为组织工程提供了前所未有的潜力,虽然该技术在生物医学领域备受瞩目,但由于其尚处于兴起阶段,若想实现临床应用还需要更多的研究和发展。
周飞飞[2]（2020）在《光响应型组织黏附性水凝胶用于软组织修复再生的研究》文中进行了进一步梳理软组织是人体内一类比较重要的组织,包括皮肤、肌肉、肌腱、韧带、软骨、血管等。软组织易发生损伤,如软骨缺损,肌肉损伤和皮肤创伤等,目前软组织损伤修复还重要依赖于自愈,尚无理想的治疗手段,这严重影响着人们的日常生活和工作。对于软组织损伤中的软骨缺损,由于软骨无血管,无神经,无淋巴且自愈能力差,可选择的治疗方法非常有限。目前临床上仅采用一些传统疗法如骨髓刺激技术和关节置换术等,但均治标不治本。严重的肌肉损伤往往伴随着不可控的出血,如果得不到及时处理,会严重威胁着病人的生命。大面积皮肤创伤（如三度烧伤和真皮层的全层缺损）也因皮肤自我修复能力有限,很难愈合。自体皮肤移植是临床上常用的用来治疗大面积皮肤创伤的方法,但往往会因为供体不足或植皮坏死而受限或失败。组织工程（支架材料,种子细胞和生物活性分子）的出现为解决软组织损伤修复难的问题提供了更好的选择,在治疗软组织损伤方面有着广阔前景。人体软组织的细胞外基质都是水凝胶状态,本课题从仿生角度针对不同类型的软组织损伤修复进行水凝胶材料研发及其功能验证。本研究的目标在于研发修复三种不同软组织的胶体材料和方法:（1）开发一种更有效和简便的修复软骨缺损的方法;（2）研发一种能够快速交联,强湿面黏附且适用于出血状态下心血管组织修复的方法;（3）胶体材料进行快速打印制备功能性活体软组织,用以解决临床供体不足问题。所以,本研究内容共分为三部分:（1）光响应型组织黏附性水凝胶用于软骨缺损修复;（2）超快速光响应型组织黏附性水凝胶用于出血状态下的心脏缺损修复;（3）3D打印超快速光响应型组织黏附性水凝胶用于皮肤缺损的复杂结构修复。1.光响应型组织黏附性水凝胶用于软骨缺损修复由于自愈能力差,关节软骨修复仍是临床治疗中的主要挑战。目前可选择治疗手段非常有限,传统疗法如骨髓刺激技术和关节置换术可有效缓解疼痛,但它们不能再生成具有正常形态和功能的健康透明软骨。因此,急需研发出一种治疗方法,可以一步实现软骨缺损的简便有效和永久性修复。受天然关节软骨的基质成分和微观结构的启发,本文中开发了一种具有强机械性能和强组织黏附性的可注射水凝胶（M-O-G）。组成水凝胶的基体材料都是天然高分子或其衍生物,类似于正常的软骨细胞外基质（ECM）。这种水凝胶表现出优异的可调机械性能（机械强度≈270kPa,可压缩性≈70%）和快速恢复能力。此外,还表现出强的组织黏附性,加强了材料与组织的整合,更加有利于界面组织的修复。体内修复实验结果表明,该水凝胶具有良好的生物相容性能够更好修复软骨缺损和促进修复组织和正常组织的界面愈合。这种水凝胶有望用于临床软骨再生和其他生物医学领域的疾病治疗。2.超快速光响应型组织黏附性水凝胶用于出血状态下的心脏缺损修复在外科手术中和严重创伤后,不可控制的出血是目前面临的一个主要问题。现有的止血胶很难控制住动脉和心脏创伤的出血,因其对表面湿润和非静止的组织黏附能力弱。本文中研发出了 一种模拟细胞外基质（ECM）成分的光响应性组织黏附水凝胶（GelMA/HA-NB）。在紫外光照射后,这种基质水凝胶可以快速成胶,黏附在动脉和心脏上,封堵住出血口,可承受高达290mmHg的压力,显着大于正常的血压（收缩压60-160mmHg）。最重要的是,这种水凝胶可以封堵长度为4～5 mm伤口的猪颈动脉高压出血,也可以封堵直径6mm心脏穿刺大出血,用这种水凝胶进行止血处理后的猪依旧可以正常生存。以上结果表明这种水凝胶具有良好的止血性能,并且胶体本身可以作为生物材料支架引导组织修复再生,与目前临床胶体产品比较具有显着的性能优势。3.3D打印超快速光响应型组织黏附性水凝胶用于皮肤缺损的复杂结构修复由于缺乏合适的机械性能和生物活性功能,对于现有的生物打印技术来说,制备适合植入的人造器官仍然是一大挑战。此外,无法构建具有相互贯穿孔道的3D支架结构来进行远程大规模物质运输,也限制了 3D打印的临床应用。本文中提出了一种高效的方法,结合仿生光固化生物墨水,功能性细胞以及基于数字光处理（DLP）的3D打印技术来制备具有物理防御和合适机械性能的功能性活体皮肤（FLS）。FLS具有相互贯穿的孔道,可促进细胞迁移,增殖和新生组织形成。仿生光固化生物墨水GelMA/HA-NB,由甲基丙烯酰化明胶（GelMA）和N-（2-氨基乙基）-4-（4-（羟甲基）-2-甲氧基-5-亚硝基苯氧基）丁酰胺（NB）连接的透明质酸组成（HA-NB）,已证明其具有快速的成胶动力学,可调的机械性能,良好的生物相容性和组织黏附力。将人皮肤成纤维细胞（HSF）和人脐静脉内皮细胞（HUVEC）精准打印在FLS中,该方法快速,具有高细胞活力,模拟天然皮肤生理结构来设计仿生皮肤模型,能有效促进新血管形成和皮肤再生。由于其合适的机械性能和组织黏附性,该人造仿生皮肤易于植入并固定在伤口处。另外,体内研究表明仿生皮肤在皮肤刺激试验中具有实时防御功能,在大型动物体内可以显着促进皮肤的完美修复。这项研究为未来的临床应用提供了 一种快速有效,批量生产功能性仿生器官的方法。
高飞[3]（2018）在《3D打印高强度生物杂化梯度水凝胶支架及其在骨软骨一体化修复中的应用》文中进行了进一步梳理本文利用一步法以N-丙烯酰基甘氨酰胺（NAGA）和N-丙烯酰（三羟甲基）氨基甲烷（THMMA）为单体,在不加任何化学交联剂的情况下,采用光引发自由基共聚制备了一种氢键增强的超分子共聚物水凝胶,简称PNT水凝胶。由于PNAGA侧链双酰胺之间强烈的氢键聚集作用以及PTHMMA之间自氢键作用,该超分子共聚物PNT水凝胶具有优良的综合性能。此外,PNT水凝胶具有温度响应性,能够发生快速的凝胶?溶胶转变,并且具有剪切变稀的特点。我们在PNT水凝胶处于溶胶态时,通过物理共混法掺杂β-磷酸三钙（β-TCP）,制备成PNT-β-TCP有机/无机杂化水凝胶。利用多针头交替3D打印技术,在热协助下一步法构建了生物杂化梯度高强度水凝胶支架,梯度支架的顶部利用压电打印技术均匀可控负载转换生长因子TGF-β1,底部均匀掺杂β-TCP。体外细胞实验证明,β-TCP的掺杂不仅改善了支架的物理化学性质,而且还促进了hBMSCs的粘附、铺展、增殖、ALP活性和成骨分化。同时,TGF-β1的负载也提高了hBMSCs的粘附、铺展、增殖和成软骨分化。体内动物实验进一步证实,顶部负载TGF-β1,底部掺杂β-TCP的生物杂化梯度高强PNT水凝胶支架可以同时促进软骨和软骨下骨的再生。进一步,我们构建了可降解的可3D打印高强水凝胶,其在骨软骨修复初期起到机械支撑的作用,而后随着新生组织的长入逐渐降解。首先,我们合成了一种侧链带有酰胺键和羧基的单体-N-丙烯酰基甘氨酸（ACG）,在不加任何交联剂的情况下,这种单体可以在水相引发剂存在下通过自由基聚合制备成具有海参自溶特性的高强度超分子聚合物水凝胶（PACG）。羧基的质子化/去质子化,以及络合金属阳离子的能力,赋予了PACG水凝胶一系列独特的性质,包括pH/离子响应性、自修复性能和自溶解等。然后,我们将ACG与甲基丙烯酰化的明胶（GelMA）结合,构建了氢键增强型P（ACG/GelMA）水凝胶。该水凝胶具有良好的力学性能和良好的生物相容性,并且可在胶原酶作用下降解。GelMA的存在,使得ACG/GelMA墨水具有剪切变稀的特点,可直接3D打印,经紫外固化后得到P（ACG/GelMA）水凝胶支架。为了提高骨软骨一体化修复效果,我们打印了顶部掺杂Mn2+,底部掺杂生物玻璃粉（BG）的梯度水凝胶支架,动物实验修复效果正在进行中。3D打印技术与非共价键增强的高性能水凝胶结合有效拓展了水凝胶材料在生物医用领域的应用,为骨软骨一体化修复提供了新的思路。
仝彩玲,李鸣晖,齐忠权[4]（2018）在《组织工程心脏:电生理特性及长期安全性?》文中提出背景:由于供体心脏严重短缺并受制于伦理道德,很多需要心脏移植的患者最终因缺乏供体心脏而死亡。理论上组织工程心脏是解决供体心脏不足的重要手段。目的:回顾分析组织工程心脏构建用的支架材料、种子细胞及细胞接种培养方法,为后期组织工程心脏的构建做参考。方法:由作者检索2004年至2016年Pub Med数据库及SCI（web of science）数据库关于组织工程心脏构建方法研究的文献,共检索文献2 921篇,按照纳入和排除标准进行筛选,共纳入53篇。结果与结论:器官的体外培养及组织工程心脏功能是组织工程心脏构建的难点。组织工程心脏体外培养需要提供心肌细胞增殖需要的营养、气体、温度及相应的电刺激。心肌细胞的诱导、支架材料的获取及体外培养系统的建立是组织工程心脏构建过程中不可缺少的条件。优化支架材料的脱细胞流程,整合理想的种子细胞并提高其在支架内的黏附、增殖和分化能力,通过基因调控改善组织工程心脏的电生理特性,长期的安全性分析等,每一项研究目标都任重而道远。
赵广立[5]（2013）在《干细胞技术的人造器官“梦”》文中研究说明干细胞不同于机体其他细胞之处在于，其具有自我更新、高度增殖、多向分化的能力。胚胎干细胞更是具备分化成人体200多种细胞的“全能性”。它的这种多向分化能力，以及其在再生医学上的应用潜力，使人们再次看到了实现组织再生、器官修复甚至人造器官的曙光。两年来，罹患
刘耕砚[6]（2013）在《多孔PLLA/n-HA/PES复合材料的制备、及其生物相容性的实验研究》文中研究说明目的：本文采用溶剂-粒子沥洗法制备高孔隙率L-聚乳酸/纳米羟基磷灰石/聚丁二酸乙二醇酯（PLLA/n-HA/PES）多孔复合材料,通过对PLLA合成、多孔材料的制作、材料的表征、体外降解性能、细胞实验及动物植入实验几个方面进行系统研究,探讨多孔复合材料对骨缺损的修复作用及其生物相容性,为临床应用提供一定的理论依据。方法（1）以L-乳酸为原料,采用开环聚合法制备合适的粘均分子量的L-聚乳酸（PLLA）。再以PLLA、n-HA和PES为原料,采用溶剂-盐沥洗法制作PLLA/n-HA/PES多孔复合材料。（2）在PES含量恒定的情况下,调节PLLA/n-HA比值,制作不同比例多孔PLLA/n-HA/PES复合材料。将不同比例的多孔PLLA/n-HA/PES复合材料在PBS缓冲溶液中进行降解,分别检测降解液中不同时间点下材料的失重率、吸水率、PH值、分子量及扫描电镜下的变化,以验证降解机制及适合植入动物体内的比例配置。（3）将多孔PLLA/n-HA/PES复合材料的浸提液与成骨样细胞共同培养,根据细胞形态分析标准表及细胞毒性程度评价标准表对试验材料进行毒性分析；MTT法测定细胞在材料表面的粘附情况及增殖能力；吖啶橙染色行细胞计数；测定碱性磷酸酶含量；多孔PLLA/n-HA/PES复合材料与成骨样细胞共同培养,干燥后放入液氮中脆断,材料断面喷金,用SEM观察材料上细胞形态；皮肤致敏试验结果根据接触斑贴致敏反应的记分标准进行评价；全身急性毒性试验据材料毒性分级评价表进行分析；亚急性毒性试验根据器官指数及统计学分析；肌肉植入试验按照组织学评价标准进行分析。（4）选择30只健康雌雄各半的新西兰大白兔,6月龄左右,体重2.8-3.5kg,并将随机分为三组,每组10只,分别为空白对照组、自体骨植入组、材料植入组。在术后2周、4周、6周、8周、12周、16周分别处理实验动物,大体观察及正位X线摄片观察愈合情况,利用Lane-Sandhu X线评分标准进行记分及分析；对于材料植入组,在上述时间点进行组织切片,利用Lane-Sandhu组织学评分标准进行记分及分析；环境扫描电镜扫描骨-材料界面,结合能谱观察多孔材料中骨组织生长情况及材料形貌变化；在术后4w、8w、12w和16w时进行骨痂骨密度（BMD）定量分析,以检测骨折愈合情况；在术后4w、8w、12w和16w时进行生物力学实验,以检测骨折愈合后生物力学情况。所有测定的结果应用统计学软件SPSS13.0进行统计学分析。结果（1）成功制备出以PLLA、n-HA和PES为原料的多孔复合材料,红外光谱及核磁共振谱分析：材料纯度结构与理论相符；SEM下可见：孔径大小在150μm-300μm之间,微孔之间互相联通,微孔支架结构良好。（2）在PES含量恒定的情况下,调节PLLA/n-HA比值为100/10；100/20；100/30；100/40；100/50,将不同比例的多孔复合材料在PBS缓冲溶液中进行降解,检测降解液中失重率、吸水率、PH值,并结合降解过程中SEM成像情况,得出在PES含量一定的情况下,多孔PLLA/n-HA/PES复合材料体外降解最合适质量分数比为：PLLA/n-HA=100/40。（3）成骨细胞在多孔PLLA/n-HA/PES复合材料的浸提液中生长良好,受试材料为1级反应合格其无细胞毒性；MTT法测定和吖啶橙染色试验表明：受试材料具有低毒性,适合细胞生存增殖；碱性磷酸酶的变化,提示材料可诱导成骨；受试材料与成骨样细胞共同培养,进行SEM观察可见：细胞在受试材料表面粘附、生长；皮肤致敏试验结果表明：多孔材料无皮肤致敏性；全身急性毒性试验结果表明：多孔材料不引起动物全身毒性反应,符合生物材料制品要求；亚急性毒性试验结果表明：受试材料不引起动物主要器官坏死或发生异常变化；肌肉植入试验结果表明：受试材料不引起肌肉及组织坏死或变异。（4）动物实验结果：大体观察：植入材料不引起组织溃烂,肌肉萎缩以及炎症脓肿现象出现,伤口愈合良好。行X线摄片、组织学切片及扫描电镜显示：材料植入组中材料和骨组织结合紧密,16周后,受试材料完全降解,取而代之的为骨组织；骨密度实验进行骨痂骨密度定量分析显示：术后16w材料植入组和自体骨植入组两组新生骨密度（BMD）整体比较不具有显着性差异（p>0.05）；力学实验提示：术后16w材料植入组和自体骨植入组两组整体抗压能力整体没有显着性差异（p>0.05）,这说明两组之间骨形成能力没有显着性差异,多孔复合材料具有和自体骨相当的成骨能力。结论（1）制备了高孔隙率的多孔PLLA/n-HA/PES复合材料,具有细胞生长的空间结构。（2）验证了多孔PLLA/n-HA/PES复合材料体外降解最合适质量分数比为：PLLA/n-HA=100/40。（3）体外试验及动物实验证明多孔PLLA/n-HA/PES复合材料具有良好的生物相容性及诱导成骨的作用。
何显运[7]（2012）在《医用功能性可降解聚氨酯复合体系构建的研究》文中进行了进一步梳理软骨组织无血管、无神经、无淋巴，在关节腔内仅靠滑液来获取营养，其代谢主要以无氧酵解为主，决定了其有限的自身修复能力。然而，现有的修复治疗技术无法实现从生物学环境及力学环境来进行构建，以适于软骨的再生修复，从而使得临床上关节软骨的修复至今难以取得突破性的进展。根据生物学环境及力学环境来重构是未来软骨再生修复的重要研究方向，而如何实现以可降解材料为基础构建软骨再生的生物学环境及力学环境是未来软骨修复材料研究的重点与热点。本研究从上述角度出发，合成了一种新型的功能性医用可降解聚氨酯（PU），在此基础上，通过改变合成PU的软硬段比例构建了不同模量的PU材料，然后采用相转变-粒子沥滤法制备了不同孔结构特性的PU多孔支架，以满足骨和软骨再生对力学环境要求的不同。同时，通过表面改性的方法构建了适于软骨及骨再生的PU表面微环境以及通过复合的方法构建了适于软骨及骨再生的功能性微球/PU复合支架,以此来满足骨和软骨再生对生物学环境要求的不同，期望应用于一体化关节软骨组织工程。在构建不同弹性模量的PU材料上，以赖氨酸二异氰酸乙酯为硬段，平均分子量为2000的聚己内酯二醇为软段，具有药理活性的异山梨醇为扩链剂，采用不同的软硬段比例合成了不同模量的PU。利用FTIR、1H-NMR、GPC、XRD、DSC对合成的聚合物进行了表征。FTIR、1H-NMR结果表明合成的聚合物的结构是典型PU的结构；GPC测试结果显示聚合物的数均分子量超过5万，分布指数在1.62.0，分子量分布较窄；DSC分析结果显示软段比例较大合成得到的聚合物在42℃存在着结晶熔融峰，而硬段比例较大合成得到的聚合物，没有结晶熔融峰；而XRD结果证明合成的聚合物存在部分结晶，但是结晶不是很完整。通过材料的拉伸力学试验，结果证明合成得到的PU材料具有很好的弹性，其断裂伸长率超过700%；同时其酶解性能也表明，相比较传统的PLGA材料的降解性能，合成得到的PU具有更慢的降解速度，且降解后溶液呈弱碱性，表现出更加理想的降解特性。该PU材料，可以满足软骨组织工程需要承受一定的负荷的要求，且解决工程支架植入到体内与自体组织相连不紧密，而在界面上产生剪切力造成植入体与自体相分离的问题，同时不至于因为材料降解而产生酸性积累，导致无菌性炎症的发生。潜在应用于骨及软骨组织工程。在构建适于软骨及骨再生的表面微环境上，对PU进行了一系列的表面改性。首先利用1,3-丙二胺与PU链上的酯基基团发生胺解反应，在PU的表面形成游离的胺基，然后利用产生的胺基，一是通过与Ⅰ型胶原在EDC/NHS的作用下进行化学反应，使材料的表面接枝上胶原，构建骨再生的微环境，有利于骨细胞的增殖和分化；二是将游离的胺基酸化，使材料表面带正电荷，再通过静电作用力，在材料表面进行层层自组装硫酸软骨素和Ⅰ型胶原，构建软骨再生的微环境。RBITC-Col、QCM、XPS和AFM测试结果证明胶原和硫酸软骨素成功地吸附在PU的表面，使材料的表面变得更平整，形成比较均一的纳米级形貌结构，这样的一个表面纳米结构应该有利于细胞的粘附，促进细胞的增殖和分化。在不同孔结构特性的PU支架制备上，采用相转变-粒子沥滤法，通过改变良溶剂和不良溶剂的比例以及造孔剂的比例等来控制PU支架的孔径、分布、孔之间的连通性以及支架的力学性能等。结果表明添加了不良溶剂和造孔剂制备得到的PU三维支架是由大小不同的孔构成，孔与孔之间连通性较好，大孔孔径可达几百微米，孔隙率超过75%，可以满足细胞在支架上生长、增殖的需要；同时，支架的抗压性能较好，具有较好的形变回复能力，通过加入不良溶剂得到的三维支架在压缩过程中不会发生崩塌的现象。当PU溶液的浓度为14.5%，良溶剂和不良溶剂的比例为2:1，造孔剂与PU的质量比为5:1时，且在37℃进行干燥除去溶剂制备得到的PU三维多孔支架的性能较好。此时得到的支架的孔隙率为84.2%，孔径大于100μm所占的比例为87.5%，且孔之间的连通性较好；压缩应变为20%时的抗压强度为0.31MPa，满足软骨组织工程的力学性能要求。在构建适于软骨及骨再生的功能性微球/PU复合支架上，分别采用乳化法制备了明胶/肝素微球和双乳化溶剂挥发法制备了内部具有多孔结构的PLGA/氧氟沙星载药微球。明胶浓度，乳化剂浓度，水油比对明胶/肝素微球的粒径和分布有较大的影响。通过明胶微球包裹肝素，为明胶微球吸附bFGF提供活性位点，尽量保持bFGF的活性，构建软骨再生的缓释结构体系。而在PLGA/氧氟沙星载药微球制备中，在内水相中加入介孔二氧化硅、透明质酸、多聚赖氨酸对微球的粒径、分布及载药效率和释放都有影响。内水相中添加剂的物理吸附作用和静电吸引作用可以改善高亲水性药物在内水相中的留存量，并提高药物的包封率，但静电作用也可能会影响表面活性剂的乳化效果，破坏乳液的稳定性，造成较低的包封率。内水相中添加剂的亲水性的增加改善了高分子材料整体的亲水性，提高了亲水性药物在微球表面的吸附率，造成初期爆释较高。通过PLGA微球包裹氧氟沙星，构建骨再生的缓释结构体系。通过制得的功能性微球与PU三维多孔支架相复合，考察微球在PU支架中的分布，结果表明微球较均匀地分布在支架的孔壁和孔的里面，说明了这一功能性PU复合体系构建的可行性。通过PU材料的生物相容性及PU材料对滑膜干细胞分化为软骨细胞实验，对PU材料的生物学性能进行了评价。结果表明不管是PU材料还是PU自组装胶原/硫酸软骨素材料，两者都没有毒性或者毒性很小，且支持细胞的生长和增殖。相比较单纯的PU材料，在PU材料表面组装上胶原和硫酸软骨素更有利于滑膜干细胞的生长及向软骨细胞分化。未来，单一的生物材料在复杂组织的再生中将难以起主导作用。把各种信号因子复合在材料主体结构上，以实现材料体系的多功能、多效用，将成为组织工程材料构建的发展趋势。本研究从力学环境和生物学环境角度构建了功能性PU复合支架材料体系，为一体化软骨组织工程的开发应用奠定了基础，为未来多功能复合支架材料的研究提供了一定的参考依据。
刘林森[8]（2011）在《开辟供应人体器官的新途径》文中研究表明在第八届国际组织工程协会年会上,专家们描绘了一幅"人体零件梦工厂"的远景。专家认为,随着基因和克隆技术的进展和人造器官进入商业化轨道,打造人体零件梦工厂不再是梦想,人体器官更换新时代的序幕已经拉开。
甘添天[9]（2010）在《温敏性微凝胶用于可注射三维细胞支架材料的研究》文中提出本文制备了两种温敏性水凝胶细胞支架材料：1. P（NIPAM-HEMA）微凝胶细胞支架的制备及表征以往的研究者多采用线性或枝型高分子来合成凝胶支架材料,在本文中我们尝试用高分子微球作为构建支架结构的单元。我们以N-异丙基丙烯酰胺（N-isopropyl-acrylamide/ NIPAM）、甲基丙烯酸-2-羟基乙酯（2-hydroxyethyl methacrylate/HEMA）为单体,N,N’-亚甲基双丙烯酰胺（N,N’-methylene-bis-acrylamide/BIS）为交联剂,制备了温敏性P （NIPAM-HEMA）微凝胶。该微凝胶具有良好的温度敏感性和生物相容性。粒度仪实验表明,该P（NIPAM-HEMA）微凝胶的相转变温度为29℃。然而流变实验表明,该凝胶分散液在温度高于其VPTT实仍保持稳定,说明疏水作用不能单独引发凝胶化。在加入氯化钙,即引入了离子键后,凝胶乳液在37℃下凝胶迅速凝胶化,而且增加CaCl2的浓度,凝胶水溶液的VPTT逐渐降低。SEM实验表明,该凝胶呈互穿的多孔结构,该多孔结构有利于培养物质的传递及细胞代谢物质的排泄。我们以293T细胞为模型,将单细胞分散液与浓缩后的凝胶水溶液在室温下混合,在37℃下加热形成凝胶支架,并置于培养箱中长期培养。MTT实验及荧光倒置显微镜实验表明,293T细胞在该支架材料中能正常生长增殖,但长期培养的293T细胞会变小,这是由于PNIPAM水凝胶的收缩作用导致的。2.丙烯酸对PNIPAM微凝胶收缩作用的影响在第一个工作中,P（NIPAM-HEMA）水凝胶仍然存在不足。水凝胶中的293T细胞会变小,这是P（NIPAM--HEMA）水凝胶的收缩作用导致的,有可能会改变293T细胞的生理功能。因此,在第二个工作中,我们尝试在PNIPAM长链中引入丙烯酸基团（Acrylic acid/AAc）,丙烯酸基团具有良好的亲水性及良好的生物相容性,通过丙烯酸的亲水作用使水凝胶部分亲水,从而减弱微凝胶的收缩作用。我们仍然以N-异丙基丙烯酰胺、丙烯酸（AAc）为单体,N,N’-亚甲基双（丙烯酰胺）为交联剂,合成系列不同丙烯酸含量的P（NIPAM-AAc）共聚微凝胶。在37℃下原位形成大块凝胶,并研究该系列凝胶的原位收缩现象。实验表明,AAc能有效改变PNIPAM微凝胶的相转变行为,系列P（NIPAM-AAc）大块凝胶在37℃下的收缩现象呈现出一定的规律性。我们选取了其中几个较低AAc含量的P（NIPAM-AAc）共聚微凝胶样品用于制备可注射细胞支架。将HepG2细胞与P（NIPAM-AAc）系列共聚微凝胶混合,在37℃下加热原位形成细胞支架,长期培养以观察细胞的生长情况。经系统观察,我们发现不同AAc含量的凝胶支架的细胞形态、数量明显不同,其中含量为AAc%=1%的P（NIIPAM-AAc）的细胞生长增殖现象最为明显,说明AAc%=1%的P（NIPAM-AAc）共聚微凝胶形成的细胞支架最为适合细胞生长。
陈捷[10]（2010）在《灌注法制备大鼠全肾脏脱细胞基质的细胞相容性研究》文中认为研究背景肾脏是人体重要的生命器官,肾脏疾病严重影响着患者的健康和生活质量,针对这种疾病的治疗一直受到国内外研究人员的广泛关注。血液透析和肾脏移植是目前临床上常用的治疗终晚期肾病与急性肾衰的方法,透析只能替代肾脏的部分功能,肾脏移植则受到移植器官来源有限及移植后引发免疫排斥反应等因素的限制。因此,针对终晚期肾病和肾衰的治疗迫切需要寻找新的技术和手段。随着组织工程研究的不断深入,运用组织工程技术研制可供移植的肾脏组织为肾病的治疗带来了新的希望。组织工程学是一门近年来新兴的综合性学科,是一门运用细胞、工程材料学方法和创造适当生化、理化因素,以改善或替代组织的生物学功能的学科,是人类治疗组织、器官的功能衰竭和缺失的研究方向。其基本原理和方法是令少量组织细胞通过体外培养扩增达到一定数量后,接种到具有一定空间结构的支架上,构成有生命活力的细胞支架复合物,并移植到体内,以达到修复或替代组织损伤的目的。近年来,组织工程学有了迅猛的发展,对多种组织均有相应的组织工程器官面世的报道,如骨、软骨、血管、膀胱等,尤其在泌尿系统组织工程学上,国外学者更已将组织工程膀胱投入临床试验,成为首个植入人体内的真正意义上的组织工程人造器官。它既为众多研究者们建立了典范,同时也开启了更为广阔的未知领域：是否所有的人体组织均能通过组织工程学的方法创造出人造器官?截至本研究完成前,国内外尚未有组织工程肾体外构建成功的案例,并且学者们的研究重点均在于如何体外培育肾细胞,而合适的细胞支架则一直鲜有提及。我科实验性应用灌注法制备大鼠全肾脱细胞基质支架,目前未见其它相关报道,制备的脱细胞基质是否具有良好的细胞相容性尚不确切。研究目的1.探讨灌注法制备大鼠的全肾脏脱细胞基质（ACM）支架的条件和方法。通过对多种细胞支架的比较发现,脱细胞基质（Acellular Matrix）是一种良好的细胞支架。它具有原组织的宏观及微观结构,并且富含胶原、弹力纤维,并含微纤维蛋白、纤维结合素、层粘连蛋白、蛋白多糖、透明质酸、硫酸软骨素等。经脱细胞后留下的细胞外基质成分具有良好的生物相容性,并且各种组成的成分分别携带或接收不同的信号,诱导不同的细胞,因而对于细胞类型中基因表达方式,细胞的粘附、移行、转移等都有极重要的影响。目前制备脱细胞基质的方法基本局限于以酶或去污剂浸泡洗脱,而对实质性脏器基本无法达到脱细胞的目的。本研究以去污剂为洗脱细胞的溶剂,引入灌注法,通过血管、肾小球、肾小管这一自然平台达到将肾脏内部细胞洗脱的目的,并在研究过程中探讨、建立一套系统的制备方法。2.观察并证明所制备的全肾脏脱细胞基质具有规则的三维空间结构,良好的孔隙率,且已将细胞完全洗脱。由于已将在移植中产生抗原性的最重要成分——细胞洗脱,余下的脱细胞基质不存在MHC抗原。后者所诱发的免疫反应为类Th-2反应,与异种移植诱发的典型Th-1反应不同。而这种反应对植入的脱细胞基质并无排斥作用,表明了脱细胞基质具有种属差异性小、生物相容性佳等优点。经本研究建立的方法所制备的脱细胞基质,在肉眼观察下呈均一白色半透明,我们通过扫描电镜观察检测,从而说明其具有良好的微观孔隙结构以利于细胞生长,且已将细胞完全洗脱。3.检测鼠肾脱细胞基质的细胞相容性；应用L929细胞检测鼠肾脱细胞基质的细胞相容性；探讨灌注法制备的肾脱细胞基质作为细胞支架,构建泌尿系实质性组织工程器官的可行性。研究方法1.大鼠全肾脏脱细胞基质的制备。取12周龄的Whistar大鼠共20只,10%水合氯醛腹腔注射麻醉下完整切除两侧肾脏,分别保留输尿管、肾静脉及肾动脉。每对肾脏随机取1只作对照组,另1只作实验组。所有肾脏均沿肾动脉插入留置针建立灌注通道。实验组以肝素化PBS溶液轻推测试通道密闭性完整后,依次灌注肝素化PBS溶液,1%十二烷基磺酸钠（SDS）溶液,去离子水,1％TritonX-100溶液以及含青链霉素的PBS溶液。调整灌注压强及灌注时间,经修正获得最佳方案。2.采用扫描电镜观察支架微观结构；经2.5%戊二醛灌注固定,梯度法丙酮脱水、乙酸异戊酯置换、临界点法干燥、真空喷镀后扫描电镜下观察标本。3.检测鼠肾脱细胞基质与L929细胞（鼠成纤维细胞）的细胞相容性；（1）培养L929细胞作为种子细胞,设立空白组（无细胞）、阴性对照组（培养基）和实验组（鼠肾脱细胞基质浸提液）及阳性对照组（含0.64%苯酚溶液的培养基）。取对数生长期的L929细胞,4×103/孔接种于96孔板中,每组各5孔,于接种24,72,120 h,通过MTT法显色,于酶标仪490nm波长下检测吸光度值,计算相对增殖率。统计方法：实验结果以平均值士标准差表示（（?）±s）,应用SPSS13.0统计软件,对第24、72和120小时三个时间各组实验结果进行重复测量的方差分析（a=0.05）。（2）设立对照组（培养基）、实验组（鼠肾脱细胞基质浸提液）及阳性对照组（含0.64%苯酚溶液的培养基）,培养48 h后应用流式细胞技术检测细胞凋亡情况。统计方法：实验结果以平均值士标准差表示（i±s）,采用SPSS13.0统计软件包分析数据,统计学分析采用单因素方差分析（a=0.05）研究结果1.大鼠全肾脏脱细胞基质的制备及灌注过程。共对20只大鼠完成实验。开始灌注液流速慢,约1040滴/min,随后逐渐加快。更换1%SDS后肾颜色从外至内分段逐渐变白色半透明,120150min颜色变化逐渐明显,基本可在肉眼下看清肾内分支状管脉结构,直至约180240min肾完全呈均一白色半透明状,灌注液滴速保持在100120滴/min,此时测量灌注液总使用量约400600ml。2.大鼠全肾脏脱细胞基质的微观检测结果。扫描电镜观察结果：对照组可见肾小球及近曲小管等结构完整；实验组可见肾小体、肾小管周围的基膜及胶原蛋白等细胞外基质形成网状结构,其余空间均为形状规则的孔隙,内无细胞。3.大鼠全肾脏脱细胞支架细胞相容性实验结果。（1）第24、72和120小时实验组吸光度值分别为0.620±0.032、0.957±0.007和1.336±0.011,阴性对照吸光度值分别为0.602±0.017、0.965±0.005和1.347±0.006,与阴性对照组比较无统计学差异（P=0.902>0.05）。L929细胞在实验组第24,72,120小时相对增殖率分别为102.99%,99.17%,99.18%,脱细胞基质支架在各个时间段（24,72,120小时）的细胞毒性评分为（0—1级）,符合生物材料的医用标准,说明灌注法制备的大鼠肾脱细胞基质无明显细胞毒性,对细胞增殖无影响。而阳性对照组的细胞毒性评分为3级或4级。根据该实验数据绘制细胞生长曲线可看出实验组和对照组两条生长曲线几乎平行,说明实验组和阴性对照组对细胞生长的影响无显着差别。（2）应用L929细胞与大鼠肾脱细胞基质浸提液共培养48 h,进行流式细胞仪检测,与阴性对照组比较,正常细胞的比例差异无显着性意义,说明灌注法制备的大鼠肾脱细胞基质支架对细胞的凋亡无显着影响。研究结论灌注法用于制备全肾脏脱细胞基质支架,简便可靠,该支架无细胞成分残留,它具有完整的物理结构,提供良好的三维环境以利于细胞生长,种属差异性小、不易引起排斥反应、生物相容性好,是一种理想的细胞支架。
二、人造器官的新希望——组织工程（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、人造器官的新希望——组织工程（论文提纲范文）
（1）4D生物打印在组织工程的应用（论文提纲范文）
| 文章快速阅读： |
| 文题释义： |
| 0引言Introduction |
| 1资料和方法Data and methods |
| 1.1资料来源 |
| 1.2纳入与排除标准 |
| 1.3质量评估 |
| 2结果Results |
| 2.1以形状变换为主的4D生物打印 |
| 2.1.1响应物理刺激智能材料 |
| 2.1.2响应化学刺激智能材料 |
| 2.2以功能转换为主的4D生物打印 |
| 2.3 4D生物打印在组织工程中的应用 |
| 2.3.1 4D生物打印在神经组织的应用 |
| 2.3.2 4D生物打印在心脏的应用 |
| 2.3.3 4D生物打印在血管和气管中的应用 |
| 2.3.4 4D生物打印在骨组织工程中的应用 |
| 2.4当前挑战 |
| 3总结与展望Summary and prospects |
（2）光响应型组织黏附性水凝胶用于软组织修复再生的研究（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 缩略词 |
| 绪论 |
| 第一章 光响应型组织黏附性水凝胶用于软骨缺损修复 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 实验试剂和仪器 |
| 1.2.1 材料和试剂 |
| 1.2.2 实验动物 |
| 1.2.3 相关试剂的配制 |
| 1.3 实验方法 |
| 1.3.1 合成GelMA和ODex |
| 1.3.2 合成光引发剂苯基-2,4,6-三甲基苯甲酰基次膦酸锂(LAP) |
| 1.3.3 傅立叶变换红外光谱(FTIR)检测合成的材料 |
| 1.3.4 制备GelMA和GelMA-ODex-Gelatin(M-O-G)水凝胶 |
| 1.3.5 扫描电镜观察分析 |
| 1.3.6 水凝胶的溶胀比测试 |
| 1.3.7 流变力学测试 |
| 1.3.8 力学性质评价 |
| 1.3.9 乳附爆破力测试 |
| 1.3.10 细胞包裹和增殖实验 |
| 1.3.11 细胞粘附实验 |
| 1.3.12 细胞划痕实验 |
| 1.3.13 体内水凝胶降解实验 |
| 1.3.14 骨软骨缺损修复实验 |
| 1.3.15 兔子膝关节样本的ICRS评估 |
| 1.3.16 Safranin-O染色 |
| 1.3.17 免疫组织化学 |
| 1.3.18 软骨修复力学测试 |
| 1.3.19 统计学分析 |
| 1.4 实验结果 |
| 1.4.1 合成ODex和GelMA并表征 |
| 1.4.2 制备和表征GelMA和M-O-G水凝胶 |
| 1.4.3 不同浓度的GelMA和M-O-G水凝胶的力学特性 |
| 1.4.4 不同浓度的GelMA和M-O-G水凝胶的组织整合性 |
| 1.4.5 评估GelMA-75和M-O-G-75水凝胶的生物相容性和降解性 |
| 1.4.6 用GelMA-75和M-O-G-75水凝胶进行体内软骨缺损修复 |
| 1.5 讨论 |
| 第二章 超快速光响应型组织黏附性水凝胶用于出血状态下的心脏缺损修复 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验试剂和仪器 |
| 2.2.1 材料和试剂 |
| 2.2.2 实验仪器及材料 |
| 2.2.3 实验动物 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 NB和HA-NB的合成 |
| 2.3.2 GelMA的合成 |
| 2.3.3 光引发剂LAP的合成 |
| 2.3.4 不同水凝胶的制备 |
| 2.3.5 黏附机理研究 |
| 2.3.6 SEM分析 |
| 2.3.7 水凝胶溶胀率(SR)测定 |
| 2.3.8 水凝胶流变力学测试 |
| 2.3.9 黏附爆破力测试 |
| 2.3.10 黏合强度测试 |
| 2.3.11 剥离附着力测试 |
| 2.3.12 体外剪切力测试 |
| 2.3.13 压缩力学测试 |
| 2.3.14 水凝胶细胞毒性验证 |
| 2.3.15 细胞增殖实验 |
| 2.3.16 细胞黏附实验 |
| 2.3.17 水凝胶体内降解 |
| 2.3.18 水凝胶体内生物相容性评估 |
| 2.3.19 兔肝脏和动脉的体内止血 |
| 2.3.20 猪颈动脉和心脏止血实验 |
| 2.3.21 心肌酶谱分析 |
| 2.3.22 统计学分析 |
| 2.4 实验结果 |
| 2.4.1 GelMA/HA-NB/LAP水凝胶的合成及物理表征 |
| 2.4.2 GelMA/HA-NB/LAP水凝胶的黏附力和机械强度研究 |
| 2.4.3 水凝胶与组织之间的黏附机理探究 |
| 2.4.4 评估GelMA/HA-NB/LAP水凝胶的体外生物相容性 |
| 2.4.5 评估GelMA/HA-NB/LAP水凝胶的体内降解性能和生物相容性 |
| 2.4.6 兔子的肝和股动脉出血止血 |
| 2.4.7 猪的颈动脉和心脏出血止血 |
| 2.4.8 猪的生理指标检测 |
| 2.5 讨论 |
| 第三章 3D打印超快速光响应型组织黏附性水凝胶用于皮肤缺损的复杂结构修复 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验试剂和仪器 |
| 3.2.1 材料和试剂 |
| 3.2.2 实验仪器及材料 |
| 3.2.3 实验动物 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 NB和HA-NB的合成 |
| 3.3.2 GelMA的合成 |
| 3.3.3 光引发剂的合成 |
| 3.3.4 不同水凝胶的制备 |
| 3.3.5 流变力学测试 |
| 3.3.6 压缩力学测试 |
| 3.3.7 基于DLP的3D打印 |
| 3.3.8 活/死染色和细胞活力测定 |
| 3.3.9 细胞迁移和增殖测定 |
| 3.3.10 体内生物相容性评估 |
| 3.3.11 皮肤刺激性分析对人造FLS防御功能的评估 |
| 3.3.12 大鼠全层皮肤缺损再生实验 |
| 3.3.13 猪全层皮肤缺损再生实验 |
| 3.3.14 组织学评估 |
| 3.3.15 透射电子显微镜(TEM)分析 |
| 3.3.16 皮肤成熟度定量 |
| 3.3.17 统计分析 |
| 3.4 实验结果 |
| 3.4.1 仿生生物墨水GelMA/HA-NB/LAP的力学性能表征 |
| 3.4.2 基于DLP的3D打印具有复杂结构的仿生皮肤 |
| 3.4.3 最佳仿生皮肤下层结构孔径的筛选 |
| 3.4.4 仿生皮肤支架的体外生物相容性评估 |
| 3.4.5 仿生皮肤支架对细胞迁移的影响 |
| 3.4.6 生物墨水的体内生物相容性评估 |
| 3.4.7 仿生皮肤支架在大鼠全层皮肤缺损模型中的应用 |
| 3.4.8 仿生皮肤支架在猪全层皮肤缺损模型中的应用 |
| 3.5 讨论 |
| 总结 |
| 参考文献 |
| 综述 可注射水凝肢用于软组织修复再生的研究进展 |
| 参考文献 |
| 作者简历及在读期间所取得的科研成果 |
（3）3D打印高强度生物杂化梯度水凝胶支架及其在骨软骨一体化修复中的应用（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 高强度水凝胶的3D打印 |
| 1.2.1 可3D打印水凝胶墨水的特性 |
| 1.2.2 3D打印化学改性的天然高强水凝胶支架 |
| 1.2.3 3D打印合成高强水凝胶支架 |
| 1.2.4 直接3D打印(Direct-write)超分子水凝胶支架 |
| 1.3 3D打印水凝胶支架在软骨/骨修复中的应用 |
| 1.3.1 骨软骨修复的研究现状 |
| 1.3.2 软骨修复用水凝胶生物墨水 |
| 1.3.3 3D打印各向异性的仿生软骨水凝胶支架 |
| 1.3.4 骨修复用水凝胶生物墨水 |
| 1.3.5 骨修复用水凝胶支架的3D打印和血管化 |
| 1.4 论文工作的提出 |
| 第二章 可直接3D打印的高强水凝胶的构建 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 实验原料及仪器 |
| 2.2.2 N-丙烯酰基甘氨酰胺(NAGA)的合成 |
| 2.2.3 聚(N-丙烯酰基甘氨酰胺-N-丙烯酰(三羟甲基)氨基甲烷)(PNT)水凝胶的制备 |
| 2.2.4 傅里叶变换红外光谱分析 |
| 2.2.5 PNT水凝胶的动态溶胀 |
| 2.2.6 PNT水凝胶平衡含水量(EWC)的测定 |
| 2.2.7 PNT水凝胶的力学性能测试 |
| 2.2.8 PNT水凝胶可逆的溶胶?凝胶转变行为 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 PNT水凝胶的红外表征 |
| 2.3.2 PNT水凝胶的动态溶胀行为 |
| 2.3.3 PNT水凝胶的平衡含水量的表征 |
| 2.3.4 PNT水凝胶的力学性能分析 |
| 2.3.5 PNT水凝胶可逆的溶胶?凝胶转变行为 |
| 2.4 本章小结 |
| 第三章 3D打印高强梯度水凝胶支架 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 实验原料及仪器 |
| 3.2.2 PNT-β-TCP水凝胶的制备 |
| 3.2.3 PNT-β-TCP水凝胶的红外和XRD表征 |
| 3.2.4 PNT-35%-6-β-TCP-Z水凝胶的流变学表征 |
| 3.2.5 3D打印梯度水凝胶支架 |
| 3.2.6 梯度水凝胶支架的表征 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 PNT-β-TCP水凝胶的制备和表征 |
| 3.3.2 PNT/PNT-β-TCP水凝胶的流变学表征 |
| 3.3.3 3D打印PNT基水凝胶支架及其表征 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 3D打印的高强水凝胶支架在骨软骨一体化修复中的应用 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 实验原料及仪器 |
| 4.2.2 支架上TGF-β1 的释放 |
| 4.2.3 支架上hBMSCs的粘附 |
| 4.2.4 支架上hBMSCs的增殖 |
| 4.2.5 碱性磷酸酶(ALP)活性的测定 |
| 4.2.6 支架上hBMSCs的成软骨分化 |
| 4.2.7 支架上hBMSCs的成骨分化 |
| 4.2.8 梯度水凝胶支架用于骨软骨一体化修复 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 3D打印PNT水凝胶支架的生物活性 |
| 4.3.2 杂化梯度水凝胶支架的体内骨软骨修复效果 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 具有海参自溶特色的高强超分子聚合物水凝胶的构建 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验部分 |
| 5.2.1 实验原料及仪器 |
| 5.2.2 N-丙烯酰基甘氨酸(ACG)的合成 |
| 5.2.3 聚(N-丙烯酰基甘氨酸)(PACG)和PACG水凝胶的制备 |
| 5.2.4 ACG和 PACG水凝胶的表征 |
| 5.2.5 PACG的分子量和分子量分布 |
| 5.2.6 PACG水凝胶的溶胀行为 |
| 5.2.7 PACG水凝胶的力学测试 |
| 5.2.8 PACG水凝胶的流变测试 |
| 5.2.9 PACG水凝胶的自修复性能测试 |
| 5.2.10 PACG水凝胶的拉曼光谱表征 |
| 5.2.11 PACG水凝胶的细胞毒性 |
| 5.2.12 PACG水凝胶的体内溶解 |
| 5.3 结果与讨论 |
| 5.3.1 ACG和 PACG水凝胶的表征 |
| 5.3.2 PACG水凝胶的动态溶胀 |
| 5.3.3 PACG水凝胶的力学性能 |
| 5.3.4 PACG水凝胶的流变 |
| 5.3.5 PACG水凝胶的逃逸行为 |
| 5.3.6 PACG水凝胶的自修复 |
| 5.3.7 PACG水凝胶的重复利用 |
| 5.3.8 PACG水凝胶的生物相容性评价 |
| 5.4 本章小结 |
| 第六章 可降解高强水凝胶的构建 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 实验部分 |
| 6.2.1 实验原料及仪器 |
| 6.2.2 甲基丙烯酰化明胶(GelMA)的合成 |
| 6.2.3 核磁共振氢谱分析(1H NMR) |
| 6.2.4 (P(ACG/GelMA))水凝胶的制备 |
| 6.2.5 红外光谱分析 |
| 6.2.6 P(ACG/GelMA)水凝胶的溶胀行为 |
| 6.2.7 P(ACG/GelMA)水凝胶的平衡含水量分析 |
| 6.2.8 P(ACG/GelMA)水凝胶的体外解离行为 |
| 6.2.9 P(ACG/GelMA)水凝胶的力学性能测试 |
| 6.3 结果与讨论 |
| 6.3.1 GelMA接枝率的计算 |
| 6.3.2 GelMA与P(ACG/GelMA)水凝胶的红外谱图分析 |
| 6.3.3 P(ACG/GelMA)水凝胶的动态溶胀 |
| 6.3.4 P(ACG/GelMA)水凝胶的体外解离 |
| 6.3.5 P(ACG/GelMA)水凝胶的力学性能 |
| 6.4 本章小结 |
| 第七章 3D打印可降解高强水凝胶支架 |
| 7.1 引言 |
| 7.2 实验部分 |
| 7.2.1 实验原料及仪器 |
| 7.2.2 玻璃粉的制备 |
| 7.2.3 傅里叶变换红外光谱分析 |
| 7.2.4 P(ACG/GelMA)-Mn2+/BG水凝胶的制备 |
| 7.2.5 P(ACG/GelMA)-Mn2+/BG水凝胶的力学 |
| 7.2.6 P(ACG/GelMA)-Mn2+/BG水凝胶上的细胞增殖 |
| 7.2.7 P(ACG/GelMA)-Mn2+/BG水凝胶的流变测试 |
| 7.2.8 墨水的流变测试 |
| 7.2.9 3D打印可降解梯度水凝胶支架 |
| 7.2.10 P(ACG/GelMA)水凝胶支架的力学 |
| 7.3 结果与讨论 |
| 7.3.1 BG/P(ACG/GelMA)-BG水凝胶的红外表征 |
| 7.3.2 Mn~(2+)/BG的掺杂对P(ACG/GelMA)水凝胶力学性能的影响 |
| 7.3.3 Mn~(2+)/BG的掺杂对hBMSCs增殖的影响 |
| 7.3.4 流变学表征 |
| 7.3.5 支架的力学 |
| 7.4 本章小结 |
| 第八章 全文结论和展望 |
| 8.1 全文总结 |
| 8.2 课题延伸 |
| 参考文献 |
| 发表论文和参加科研情况 |
| 致谢 |
（4）组织工程心脏:电生理特性及长期安全性?（论文提纲范文）
| 文章快速阅读: |
| 文题释义: |
| 0引言Introduction |
| 1 资料和方法Data and methods |
| 1.1 资料来源 |
| 1.2 纳入排除标准 |
| 2 结果Results |
| 2.1 心脏支架材料 |
| 2.2 去细胞支架材料的制备及评估 |
| 2.3 种子细胞的选取 |
| 2.4 细胞的接种 |
| 3 小结Conclusions |
（6）多孔PLLA/n-HA/PES复合材料的制备、及其生物相容性的实验研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 符号说明 |
| 前言 |
| 1 多孔PLLA/N-HA/PES复合材料的制备与表征 |
| 1.1 多孔PLLA/N-HA/PES复合材料的制备 |
| 1.1.1 实验试剂和设备 |
| 1.1.2 原料制备 |
| 1.1.3 多孔PLLA/n-HA/PES复合材料的制备 |
| 1.1.4 多孔PPLA/n-HA/PES薄膜的制备 |
| 1.2 材料的表征 |
| 1.3 结果 |
| 1.3.1 L-丙交酯的表征 |
| 1.3.2 PLLA的表征 |
| 1.3.3 纳米羟基磷灰石(n-HA)的表征 |
| 1.3.4 多孔PPLA/n-HA/PES复合材料的表征 |
| 1.4 讨论 |
| 1.5 小结 |
| 2 多孔PLLA/N-HA/PES复合材料的体外降解实验 |
| 2.1 试剂和仪器 |
| 2.1.1 试剂 |
| 2.1.2 仪器 |
| 2.2 模拟体液的配置 |
| 2.3 材料及方法 |
| 2.3.1 材料 |
| 2.3.2 方法 |
| 2.4 结果 |
| 2.4.1 PH值的变化 |
| 2.4.2 失重率的变化 |
| 2.4.3 吸水率的变化 |
| 2.4.4 多孔PLLA/n-HA/PES复合材料降解时SEM形貌变化 |
| 2.5 讨论 |
| 2.6 小结 |
| 3 多孔PLLA/N-HA/PES复合材料的生物相容性 |
| 3.1. 细胞毒性试验 |
| 3.1.1 材料 |
| 3.1.2 试剂 |
| 3.1.3 主要仪器 |
| 3.1.4 试验方法 |
| 3.1.5 结果 |
| 3.2 动物实验 |
| 3.2.1 皮肤致敏试验 |
| 3.2.2 全身急性毒性试验 |
| 3.2.3 亚急性毒性试验 |
| 3.2.4 肌肉植入试验 |
| 3.3 讨论 |
| 3.4 小结 |
| 4 多孔PLLA/N-HA/PES复合材料的动物实验 |
| 4.1 材料与方法 |
| 4.1.1 材料 |
| 4.1.2 仪器 |
| 4.1.3 方法 |
| 4.1.4 标本的取材 |
| 4.1.5 并发症 |
| 4.1.6 实验准备及步骤 |
| 4.1.7 评价方法 |
| 4.2 结果 |
| 4.2.1 X-ray检查 |
| 4.2.2 组织学观察 |
| 4.2.3 电镜扫描 |
| 4.2.4 骨痂骨密度 |
| 4.2.5 生物力学 |
| 4.3 讨论 |
| 4.4 小结 |
| 5 结论 |
| 参考文献 |
| 综述 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间主要的研究成果 |
| 致谢 |
（7）医用功能性可降解聚氨酯复合体系构建的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 关节软骨概述 |
| 1.3 关节软骨的损伤类型及其临床治疗方法现状 |
| 1.4 组织工程用于软骨修复的研究现状 |
| 1.4.1 种子细胞 |
| 1.4.2 生长因子 |
| 1.4.3 支架材料 |
| 1.5 医用聚氨酯概述及其研究进展 |
| 1.5.1 聚氨酯概述 |
| 1.5.2 医用聚氨酯的研究进展 |
| 1.5.3 医用聚氨酯的改性研究 |
| 1.5.4 医用聚氨酯应用于软骨组织工程方面的研究进展 |
| 1.6 论文的选题意义、研究思路、目标及主要研究内容 |
| 1.6.1 选题意义 |
| 1.6.2 研究思路，目标和主要研究内容 |
| 1.6.3 方案创新点 |
| 第二章 医用可降解聚氨酯的合成及其性能研究 |
| 2.1 实验部分 |
| 2.1.1 材料和试剂 |
| 2.1.2 聚氨酯的合成 |
| 2.1.3 聚合物表征及性能测试 |
| 2.2 结果 |
| 2.2.1 聚氨酯的反应原理及其条件 |
| 2.2.2 分子量及其分布的测定 |
| 2.2.3 FTIR 分析 |
| 2.2.4 1H-NMR 分析 |
| 2.2.5 XRD 分析 |
| 2.2.6 DSC 热分析 |
| 2.2.7 拉伸力学性能 |
| 2.2.8 表面水接触角 |
| 2.2.9 聚氨酯的酶解性能 |
| 2.3 讨论 |
| 2.4 小结 |
| 第三章 医用可降解聚氨酯表面改性的研究 |
| 3.1 实验部分 |
| 3.1.1 材料和试剂 |
| 3.1.2 实验研究 |
| 3.1.3 表征 |
| 3.2 结果与讨论 |
| 3.2.0 PU 表面改性原理 |
| 3.2.1 PU 膜表面胺基密度的定性分析-RBITC 荧光法 |
| 3.2.2 PU 膜表面胺基密度的定量分析-茚三酮分析法 |
| 3.2.3 RBITC-Col 荧光光谱法表征 PU 接枝 I 型胶原 |
| 3.2.4 QCM 检测 PU-NH2膜表面上 LBL 自组装 Col/CS |
| 3.2.5 RBITC-Col 荧光光谱法检测 PU 自组装 Col/CS |
| 3.2.6 AFM 观察 PU 膜和 PU 自组装 Col/CS 膜的表面形貌 |
| 3.2.7 XPS 分析 |
| 3.2.8 表面水接触角 |
| 3.3 小结 |
| 第四章 聚氨酯支架的孔结构控制及性能研究 |
| 4.1 实验部分 |
| 4.1.1 材料和试剂 |
| 4.1.2 三维多孔 PU 支架的制备 |
| 4.1.3 三维多孔 PLGA 支架的制备 |
| 4.1.4 三维多孔支架的表征 |
| 4.2 结果 |
| 4.2.1 SEM 观察支架的形貌 |
| 4.2.2 支架的孔径及其分布 |
| 4.2.3 支架的孔隙率 |
| 4.2.4 支架的抗压性能 |
| 4.2.5 PU 支架和 PLGA 支架抗压性能比较 |
| 4.3 讨论 |
| 4.4 小结 |
| 第五章 功能性微球的制备及功能性微球/PU 复合支架构建的研究 |
| 5.1 实验部分 |
| 5.1.1 材料和试剂 |
| 5.1.2 微球的制备 |
| 5.1.3 明胶微球的交联 |
| 5.1.4 微球与三维多孔 PU 支架的复合 |
| 5.1.5 微球的粒径及其分布测试 |
| 5.1.6 SEM 形貌观察 |
| 5.1.7 明胶微球交联度的测试 |
| 5.1.8 明胶微球中肝素含量的测试 |
| 5.1.9 PLGA 微球载药包封率测定 |
| 5.1.10 PLGA 微球载药体外释放 |
| 5.2 结果与讨论 |
| 5.2.1 明胶微球的粒径及其分布 |
| 5.2.2 PLGA 微球的粒径及其分布 |
| 5.2.3 微球的表面形貌 |
| 5.2.4 明胶微球的交联度 |
| 5.2.5 明胶微球中肝素含量的测定 |
| 5.2.6 PLGA 微球包封率 |
| 5.2.7 PLGA 微球载药体外释放试验 |
| 5.2.8 微球与 PU 支架复合的形貌观察 |
| 5.3 小结 |
| 第六章 PU 材料的生物学性能评价 |
| 6.1 实验部分 |
| 6.1.1 材料和试剂 |
| 6.1.2 实验仪器 |
| 6.2 实验方法 |
| 6.2.1 PU 材料的生物相容性实验 |
| 6.2.2 PU 材料对滑膜干细胞分化为软骨细胞的实验 |
| 6.3 结果与讨论 |
| 6.3.1 PU 材料的生物相容性研究 |
| 6.3.2 PU 材料对滑膜干细胞分化软骨细胞的研究 |
| 6.4 小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 英文缩略语表 |
| 攻读博士学位期间取得的研究成果 |
| 致谢 |
| 附件 |
（8）开辟供应人体器官的新途径（论文提纲范文）
| 异种器官移植与干细胞再生 |
| 人造器官造福人类 |
| 呼声很高的新兴高科技领域 |
（9）温敏性微凝胶用于可注射三维细胞支架材料的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 第一节 组织工程支架材料的发展概况 |
| 1.1.1 水凝胶支架材料的发展背景 |
| 1.1.2 水凝胶支架材料的应用现状 |
| 1.1.2.1 天然聚合物水凝胶支架材料 |
| 1.1.2.2 合成聚合物水凝胶支架材料 |
| 第二节 可注射支架材料的研究概况 |
| 1.2.1 可注射支架材料的发展背景 |
| 1.2.2 可注射支架材料的设计要求 |
| 1.2.3 可注射支架材料的发展现状 |
| 1.2.3.1 血管重建 |
| 1.2.3.2 骨修复 |
| 1.2.3.3 软骨修复 |
| 第三节 本课题提出 |
| 第二章 P(NIPAM-HEMA)可注射水凝胶的合成及其生物应用 |
| 第一节 前言 |
| 第二节 试验部分 |
| 2.2.1 原料、仪器及设备 |
| 2.2.2 p(NIPAM-HEMA)微凝胶的合成及表征 |
| 2.2.3 293T细胞的培养及观察 |
| 第三节 结果与讨论 |
| 第四节 小结 |
| 第三章 P(NIPAM-AAc)微凝胶三维支架的凝缩行为及其生物应用 |
| 第一节 前言 |
| 第二节 试验部分 |
| 3.2.1 原料、仪器及设备 |
| 3.2.2 P(NIPAM-AAc)微凝胶的合成及表征 |
| 3.2.3 HepG2细胞的培养及观察 |
| 第三节 结果与讨论 |
| 第四节 小结 |
| 第四章 结论与展望 |
| 参考文献 |
| 在学期间发表的学术论文与研究成果 |
| 致谢 |
| 个人简历 |
（10）灌注法制备大鼠全肾脏脱细胞基质的细胞相容性研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 前言 |
| 第一部分 灌注法制备大鼠全肾脏脱细胞基质及微观检测 |
| 1 材料和试剂 |
| 2 实验方法 |
| 3 实验结果 |
| 4 讨论 |
| 第二部分 大鼠全肾脏脱细胞基质支架的细胞相容性研究 |
| 1 实验材料和仪器 |
| 2 实验方法 |
| 3 实验结果 |
| 4 讨论 |
| 参考文献 |
| 全文总结 |
| 综述 |
| 在读期间发表的论文 |
| 致谢 |
| 统计学证明 |
四、人造器官的新希望——组织工程（论文参考文献）
- [1]4D生物打印在组织工程的应用[J]. 关健,贾燕飞,张葆鑫,赵国中. 中国组织工程研究, 2022(03)
- [2]光响应型组织黏附性水凝胶用于软组织修复再生的研究[D]. 周飞飞. 浙江大学, 2020(01)
- [3]3D打印高强度生物杂化梯度水凝胶支架及其在骨软骨一体化修复中的应用[D]. 高飞. 天津大学, 2018(06)
- [4]组织工程心脏:电生理特性及长期安全性?[J]. 仝彩玲,李鸣晖,齐忠权. 中国组织工程研究, 2018(04)
- [5]干细胞技术的人造器官“梦”[N]. 赵广立. 中国科学报, 2013
- [6]多孔PLLA/n-HA/PES复合材料的制备、及其生物相容性的实验研究[D]. 刘耕砚. 中南大学, 2013(01)
- [7]医用功能性可降解聚氨酯复合体系构建的研究[D]. 何显运. 华南理工大学, 2012(11)
- [8]开辟供应人体器官的新途径[J]. 刘林森. 中国信息界（e医疗）, 2011(04)
- [9]温敏性微凝胶用于可注射三维细胞支架材料的研究[D]. 甘添天. 南开大学, 2010(02)
- [10]灌注法制备大鼠全肾脏脱细胞基质的细胞相容性研究[D]. 陈捷. 南方医科大学, 2010(04)