一、In vitro toxicologic study of chitin short fiber reinforced polycaprolactone composite（论文文献综述）
张平生[1]（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》文中指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。
姚志攀[2]（2010）在《PCL/PVA/pNSR32静电纺丝材料作为肌腱组织工程支架的研究》文中研究表明聚己内酯（PCL）因具有良好的生物相容性、生物降解性、力学性能、药物通过性以及易加工等特点,并且该材料在体内降解之后的产物对机体没有毒害作用,已经广泛应用于组织工程生物材料领域。但由于PCL表面缺乏细胞亲和位点且降解速度较慢,因此,该材料在组织工程中应用还需对其进一步改性。本实验室前期将蜘蛛拖丝蛋白基因转入到大肠杆菌原核表达体系,同时还引入与细胞粘附有关的精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸（RGD）三肽编码序列,构建了工程菌pNSR32/BL21（DE3）,通过高密度发酵、分离纯化获得32聚体的RGD-重组蛛丝蛋白pNSR32（分子量108kD）。由于表达产物蛋白质含有RGD三肽,使pNSR32具有促进细胞粘附和增殖的特点,可以有效改善PCL细胞亲和力的不足。聚乙烯醇（PVA-124）是一种水溶性的高分子材料,具有较为良好的力学性能,作为一种医疗材料已加以应用。由于PVA-124具有一定的亲水性,可以改善PCL亲水性和降解速度慢的不足。静电纺丝是近年来兴起的一种制备纳米纤维材料的技术,广泛应用于纺织、军事、电子和能源等领域,由于纳米纤维在形态上与细胞外基质（ECM）十分相似,因此静电纺丝技术在组织工程生物材料领域具有广泛的应用前景。本研究应用静电纺丝技术制备PCL/PVA/pNSR32纳米纤维材料,通过电子显微镜（SEM）观察电纺材料,研讨PCL和PVA的最适配比、pNSR32的含量以及电纺的最佳工艺参数；通过红外光谱（IR）分析这三种材料的共混形式；利用比重瓶法测定支架材料的孔隙率；同时还对材料的生物降解性、细胞相容性、组织相容性以及材料力学性能进行了评价。结果：①在电压80kV、挤出速度5mL/h、固化距离20cm、温度45℃的条件下,在甲酸溶剂体系中PCL：PVA=2：1,添加5%RGD-重组蛛丝蛋白pNSR32,静电纺丝可获得纤维较为均匀的PCL/PVA/pNSR32纳米纤维材料。分析PVA、PCL和pNSR32在材料中以简单的物理形式共混；PCL/PVA和PCL/PVA/pNSR32的孔隙率高达90.2%和88.6%。②将PCL、PCL/PV PCL/PVA/pNSR32A、PCL/PVA/pNSR32三种电纺膜分别浸渍于含0.1%脂肪酶（w%）的PBS溶液（pH7.4）,探讨三种材料的体外降解情况。结果表明：PCL/PVA、和PCL/PVA/pNSR32复合材料的降解速率明显优于PCL电纺材料,说明添加PVA能有效改善材料降解速率。③用PCL/PVA和PCL/PVA/pNSR32材料浸提液培养小鼠成纤维细胞NIH-3T3,根据生物材料细胞毒性反应分级标准,通过MTT法评价材料的细胞毒性。将细胞与处理过的PCL/PVA和PCL/PVA/pNSR32电纺膜材料共混培养,SEM和HE染色观察分析,MTT法检测细胞在材料上的增殖情况。结果表明：两种材料的细胞毒性均合格；细胞在PCL/PVA和PCL/PVA/pNSR32材料表面均可以粘附生长,但细胞在PCL/PVA/pNSR32表面的增殖情况要明显优于PCL/PVA表面,这是因为pNSR32中的RGD三肽序列能促进细胞的粘附和增殖。④将PCL/PVA/pNSR32、PCL/PVA电纺膜和医用胶原分别植入SD大鼠体内,术后3d、7d、14d和30d取材,石蜡切片,HE染色评价材料的组织相容性。结果显示,PCL/PVA/pNSR32复合支架材料可明显改善PCL/PVA的组织相容性,促进手术部位的愈合,有效降低材料周围的炎症反应,其效果与胶原相似。30d取材结果表明,PCL/PVA/pNSR32实验组的炎症细胞基本消失,大量的细胞聚集于材料,材料周围的组织反应与空白对照组相同,炎症反应<Ⅰ级,伤口完全愈合。各组材料组织相容性的顺序为：胶原>PCL/PVA/pNSR32>PCL/PVA。认为PCL/PVA/pNSR32符合肌腱组织工程支架材料的组织相容性要求,有望成为一种新型的复合生物材料。⑤将PCL/PVA/pNSR32电纺膜卷成长棒状,利用马尾辫编织法将三股长棒状PCL/PVA/pNSR32材料制成人工肌腱（长30mm,直径约1.48mm）。通过测量人工肌腱和PCL/PVA/pNSR32膜的抗张强度和断裂伸长率,对其材料力学性能进行评价。结果表明：人工肌腱的抗张强度和断裂伸长率明显优于电纺膜,编织技术能有效提高材料的力学性能,PCL/PVA/pNSR32电纺材料有望作为一种肌腱组织工程支架材料。
李中皇[3]（2008）在《O-酰化壳聚糖/聚乳酸共混膜的氢键、相容性及细胞亲和性研究》文中指出壳聚糖和聚乳酸（PLLA）是两类性能优良的生物材料,在生物医药领域均显示其优越性。利用组分间氢键相互作用,制备出结合两者优良性能的“共混型”组织工程支架材料具有重要的意义。本文采用甲烷磺酸保护,壳聚糖与酰氯反应合成了不同分子量和不同酰基侧链长度的O-酰化壳聚糖衍生物（OCS）,用红外光谱及核磁共振谱证明产物为目标产物。以氯仿为共溶剂,通过流延成膜法制备OCS/ PLLA共混膜,重点研究酰基侧链长度及壳聚糖分子量对共混膜组分间氢键、相容性及细胞亲和性的影响,为其在组织工程支架材料的应用提供理论基础。合成了三种不同酰基侧链长度的O-酰化壳聚糖（O-辛酰基壳聚糖、O-十二酰基壳聚糖和O-棕榈酰基壳聚糖）（分子量均为3.0×103Da）和三种不同壳聚糖分子量的O-十二酰基壳聚糖（分子量分别为3.0×103Da、1.0×104Da和5.0×105Da）。O-酰基化改性破坏了壳聚糖的氢键结构,提高了壳聚糖的脂溶性,OCS产物能溶解在氯仿中,为采用氯仿为共溶剂,通过溶液共混法制备OCS/PLLA共混膜提供方便。采用FTIR、TG/DSC、WAXD和SEM等方法,研究了共混膜中的氢键作用情况。结果表明,OCS/PLLA共混膜组分间存在较强的氢键相互作用;氢键作用主要发生在O-酰化壳聚糖的氨基和聚乳酸的羰基之间;组分间的氢键作用受到壳聚糖分子量和酰基侧链长度的影响,壳聚糖分子量越小,与聚乳酸分子间的氢键相互作用越强;酰基侧链越短,O-酰化壳聚糖与聚乳酸之间的氢键作用越强,共混膜中两组分的相容性越好。SEM观察结果表明,酰基侧链较短的3k-OOCS/PLLA和3k-LOCS/PLLA共混膜具有较好的相容性,而侧链较长的3k-POCS/PLLA共混膜存在一定的相分离结构。生物学研究结果表明: O-酰化壳聚糖/聚乳酸共混膜生物相容性良好,具有无毒、对动物组织无排斥性及生物可降解等特点;O-酰化壳聚糖有利于提高聚乳酸的细胞亲和性。有望成为新型组织工程支架材料。
王东武[4]（2006）在《可注射性壳聚糖/磷酸甘油复合异体软骨细胞修复兔关节软骨缺损的初步研究》文中提出研究背景与目的创伤、骨病等所致关节软骨缺损在临床十分常见。关节软骨由于缺乏血管分布,当缺损大于直径3mm时不能自身修复。目前临床治疗关节软骨缺损的方法很多,但还没有公认最优的能实现长期透明软骨修复的方法。组织工程技术是再生修复关节软骨缺损最具潜力的方法之一。近年来,随着微创理论被广泛接受和各种新型可注射性医用材料的出现,构建可注射性组织工程软骨的研究成为热点。可注射性软骨制备技术将组织工程技术与微创技术有机结合,从而具备了良好的临床应用前景。目前用于软骨组织工程中的可注射性天然凝胶材料和人工合成聚合物凝胶均存在某些不足。壳聚糖作为一种天然多糖聚合物,其分子结构和理化生物学性质与软骨细胞外重要基质――透明质酸相似。能够模拟关节腔滑液和关节软骨细胞外基质,有利于润滑关节、促进软骨再生。因此探讨壳聚糖及其衍生物用于组织工程关节软骨支架的可行性具有重要意义。体外、体内异位构建或者用于修复颌面、食管等部位软骨缺损的可注射性组织工程软骨的相关研究报道较多,而直接注入关节腔原位构建组织工程软骨并再生修复关节软骨缺损的报道较少。2000年Chenite最早报道了具有温固化特性的壳聚糖/磷酸甘油（Chitosan/ Glycerophosphate, C/GP）凝胶以来,其应用研究主要在药物载体,而有关组织工程支架方面的研究甚少,尚未见C/GP复合软骨细胞修复关节软骨缺损的报道。为此,本实验通过制备能满足可注射性组织工程支架要求的C/GP凝胶,对C/GP进行初步的生物相容性和在体安全性评价。再将其作为软骨组织工程支架,制备C/GP-关节软骨细胞混悬液,分别于细胞恒温培养箱体外构建与培养,直接注入异体大耳白兔皮下和注入预先制备有关节软骨缺损动物模型的关节腔内。于一定时间,观察细胞-支架复合物体外培养、异体皮下成软骨能力,以及C/GP复合同种异体软骨细胞注入再生修复关节软骨缺损的有效性和可行性。为临床可注射性组织工程软骨的制备及其修复关节软骨缺损提供理论与实验依据。
段亮[5]（2004）在《可降解生物材料人工胸壁的制备与实验研究》文中提出研究背景 胸壁肿瘤、胸部感染、放射性骨坏死的广泛切除及胸部外伤均可造成胸壁缺损。在胸壁切除与胸壁重建的处理中，最重要的是闭合大块胸壁缺损。重建胸壁缺损的材料分为自体组织、同种异体组织和人工材料。相对于自体组织，人工材料对胸壁的骨性支持较好，而且简化手术操作过程，缩短手术时间，减少手术创伤。因此对于大块胸壁缺损的骨性重建，现在倾向于使用人工材料修补。传统材料体内不可降解吸收，长期存留体内组织反应较大，不可避免地受到生物体免疫系统的排斥，产生一系列免疫排异反应，不符合组织的生理要求，术后并发症较多，不能满足临床上对胸壁缺损修复材料的要求。 近年来可降解高分子材料在修复重建外科中的应用成为研究的热点。大量动物实验及临床研究表明生物可降解材料能促进组织生长，对于组织结构的再生和修复起着明显的诱导作用。材料在完成早期修复重建的功能后，在体内通过细胞的吞噬作用被逐渐降解，降解产物在体内可以完全吸收，对人体无毒、无害。而自身组织细胞则爬行生长，最终再生的自身组织完全代替降解材料，克服了传统修复材料体内异物长期存留，易感染的缺点。 胸壁重建材料的发展趋势是从惰性材料到生物活性材料，从不降解材料到生物降解材料。目前，将人工合成可降解高分子材料用于制备人工胸壁国内尚未见报道。我们与上海交通大学复合材料研究所合作，研究设计可降解生物材料人工胸壁，并构建犬胸壁缺损重建动物模型，对可降解生物材料人工胸壁进行了系列深入的研究。研究目的 （1） 研究高分子生物材料的生物学特性和理化性能，进行人工胸壁材料的筛选和优化组合； （2） 通过材料的复合成型技术制备在和生物力学特性方面与宿主组织相匹配的人工胸壁； （3） 通过体内外降解试验，综合评价可降解性人工胸壁材料在降解吸收过程中，其物理机械性能和化学性能变化以及机体对材料的组织反应情况； （4） 按照医疗器械生物学评价标准，研究人工胸壁材料的生物相容性，并对其生物安全性进行综合评价；第二几军怪乏夕‘学1李:七岑二伪二乍仑岁贬中文摘要胸咨免外科学专习匕 （5）构建犬胸壁缺损与重建实验动物模型，了解不同结构设计、不同形状的人工胸壁对恢复胸廓的结构和维持生理功能的影响，探讨可降解性人工胸壁重建胸壁缺损的可行性。研究内容与方法 第一部分:人工胸壁的选材与设计 筛选出具有良好生物相容性、可降解性和良好韧性的聚己内醋作为人工胸壁的基体材料，用甲壳素纤维作增强剂，采用熔融共混法制备甲壳素短纤维增强聚己内酷（P CL）;采用长丝缠绕法+薄膜叠合浸渍法制备甲壳素长纤维增强PCL。通过对不同含量的甲壳素纤维增强PCL树脂的力学性能进行了研究，筛选出最佳纤维含量的甲壳素短纤维和长纤维增强PCL复合材料。 第二部分:人工胸壁材料的体内外降解试验 通过体外降解试验，动态观察可降解性人工胸壁材料在降解过程中，其降解液PH值、吸水率、重量损失率、力学性能及材料超微结构的变化;通过体内降解试验，观察材料在机体内吸收过程中，生物吸收率、力学性能的变化以及机体对材料的组织反应情况。 第三部分:人工胸壁材料的生物学评价 按照医疗器械生物学评价标准15010993一1992和GB/T16886一1997标准和要求，我们对人工胸壁材料进行了体内外生物安全性试验研究，包括细胞毒性试验、急性全身毒性试验、溶血试验、热源试验、皮肤致敏试验、遗传毒性试验，旨在对该材料进行有效的细胞毒理学分析和生物相容性评价。 第四部分:人工胸壁的制备及重建犬胸壁缺损动物实验的构建 建立面积达10X10cm的犬胸壁缺损动物模型，应用自行设计制各的人工胸壁材料甲壳素短纤维增强PCL板及甲壳素长纤维增强PCL肋条构建犬胸壁缺损重建动物模型，通过X线胸片、胸部CT、新生胸壁剖检及组织学动态观察人工胸壁的植入状况及胸壁组织的再生过程，了解新生胸壁的结构与功能，并追踪研究其远期效果，为生物材料人工胸壁的临床应用提供理论基础和实验依据。研究储果 第一部分:甲壳素短纤维增强PCL和长纤维增强PCL复合材料明显提高PCL的弯曲性能和拉伸性能，以长纤维增强PCL提高更加显着。甲壳素短纤维排列松散、杂乱，第二几润阵医大学博d二学位论文中文摘要胸心外科学专业长纤维排列规整，有取向性。短纤维含量（Cr）在35%以下时，复合材料呈韧性屈服，并不出现断裂;但当C:超过45%时，复合材料从韧性屈服转变到到脆性断裂。长纤维含量为20%时，复合材料也呈韧性屈服，并不出现断裂。我们选用甲壳素短纤维含量为35%，长纤维含量为20%纤维增强PCL复合材料作为胸壁缺损的修复材料，这样复合材料既有一定的强度，又能保持良好的韧性行为。 第二部分:体内外降解试验表明甲壳素纤维增强PCL复合材料降解速度快于纯PCL，6个月内力学性能降低不明显，降解液中PH值维持在7.0左右。三种生物材料体内降解速度都快于体外降解，尤以甲壳素短纤维增强PCL最为显着。纯PCL及甲壳素增强PCL酉旨植入体内未见组织变性、坏死或异常增生现象。PCL
王军[6]（2004）在《组织工程化皮肤支架与创面敷料的研究》文中指出本论文主要对组织工程皮肤支架与创面敷料的构建和特性进行了相关研究。通过混入白蛋白,透明质酸或海藻酸钠等物质形成壳聚糖聚电解质复合物,可以用于制备三维支架。通过冷冻干燥法制备的壳聚糖/白蛋白,壳聚糖/透明质酸聚电解质海绵可用于构建组织工程化真皮与表皮,壳聚糖/海藻酸钠聚电解质海绵可用于皮肤敷料的研究。第一部分主要研究改性壳聚糖的制备以及性能评价。利用流延和冷冻干燥的方法制备出不同孔道结构的海绵或者膜,然后对其材料的微观结构、含水量、孔隙率等特性进行观察测试;对材料的生物学性能进行评价,包括细胞毒性、粘附性以及增殖情况;同时也对材料的抑菌性能和体外降解情况做了相关的研究。结果显示,-70℃条件下制备的蛋白改性壳聚糖海绵支架具有较好的孔结构（60-120um）、含水量（87.78%）、孔隙率（85.75%）等物理性能以及细胞相容性、细胞亲和性和抑菌性等生物学性能,体外降解8周后失重率为53%而且蛋白仍然稳定存在。第二部分主要研究改性壳聚糖海绵支架构建组织工程化皮肤的初步研究。用人的成纤维细胞和角质形成细胞在材料上做较长时间的培养,试图培养出完整的真皮与表皮。结果表明,人的成纤维细胞能够在支架表面与内部正常生长与分泌胞外基质;角质形成细胞能在材料表面形成新老细胞交替层叠生长的现象,并且逐渐角质化。第三部分是壳聚糖/透明质酸复合皮肤支架的构建与评价,主要利用壳聚糖的抑菌、促进伤口愈合等特殊性能,加入适量具有皮肤美容性能的透明质酸,形成聚电解质复合物,可以加强材料的机械性能,改善材料的降解性能;然后对海绵支架的微观结构、含水量、水蒸气透过率等性能进行测试;再对材料的细胞相容性和细胞亲和性进行研究;最后是将材料直接应用于大鼠体内,观察创面的恢复情况。结果显示,壳聚糖/透明质酸复合皮肤支架具有良好的孔结构（60-120um）、含水量（90.15%）、水蒸气透过率（83.65%）等物理结构性能,基本满足皮肤支架的要求。在大鼠体内能够为大鼠细胞的生长提供空间结构,形成疏松的结缔组织和肉芽,没有过多的疤痕形成。第四部分是壳聚糖/海藻酸钠PEC聚电解质敷料的构建与评价,主要利用壳聚糖和海藻酸钠带有相反电荷的特点,通过第三介质导入的方法形成等比例的PEC,发挥两种天然高分子的特殊性能。将形成的PEC溶液通过流延和冷冻干燥的方法制备成多孔的短纤维聚集体,结果显示,壳聚糖/海藻酸钠PEC海绵表观上强度和柔韧性较好,含水量达84.80%,水蒸气透过率为85.37%,基本满足皮肤敷料的要求。然后对其细胞相容性和亲和性,体内修复试验进行研究。结果表明,材料生物相容性好。大鼠皮肤病理切片结果显示,伤口已经有大量的肉芽组织形成,甚至有鳞状上皮的出现,材料内有小血管形成。结果证明,壳聚糖/海藻酸钠PEC具有促进伤口愈合作用。
高招文,赵建宁,陆维举,王与荣,吴苏稼,林稂,张新华,马恒辉[7]（2002）在《甲壳素—聚已内酯复合接骨板的实验研究》文中提出目的 了解可吸收生物接骨板的降解速度及降解时间 ,并观察邻近组织对可吸收生长接骨板的反应。方法 在实验组中 ,用甲壳素纤维增强聚已内酯 （Polycaprolactone、PCL）复合材料制成的可吸收生物接骨板及螺钉 ,包埋于 2 0只新西兰兔右胫骨中段 ;在对照组中 ,选择 8只新西兰兔 ,于相应部位植入金属钢板。实验组动物于手术后 2、 4、 6、 8、 12周处死。对照组于术后 4、 8周时分别处死。所有实验组的实验动物均行生物吸收率 （BAR）测定 ,并行病理切片观察局部组织对接骨板的反应。结果 PCL制成的生物接骨板及螺钉在动物体内降解随时间的推移而增加 ,但不成线性关系。 4周组吸收率为 4 36 % ,6周组为 7 35 % ,12周组为 12 8%。实验组组织学表现为术后 2周时即有较明显的炎症反应 ,6周组更明显 ,此后逐渐减弱 ,但 12周时仍可见炎性细胞。同时可观察到成骨反应。植入对照组未观察到同样的结果。结论 PCL接骨板在体内可吸收 ,但有部分可引起较明显的无菌性炎症反应 ,同时可诱导成骨反应。
二、In vitro toxicologic study of chitin short fiber reinforced polycaprolactone composite（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、In vitro toxicologic study of chitin short fiber reinforced polycaprolactone composite（论文提纲范文）
（1）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 |
（2）PCL/PVA/pNSR32静电纺丝材料作为肌腱组织工程支架的研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 中文文摘 |
| 目录 |
| 绪论 |
| 一、肌腱组织工程的研究现状 |
| 1.1 种子细胞 |
| 1.2 支架材料 |
| 1.3 生长因子 |
| 1.4 肌腱组织工程的完善策略 |
| 1.5 展望 |
| 二、静电纺丝技术 |
| 2.1 静电纺丝技术的原理 |
| 2.2 静电纺丝材料的特点 |
| 2.3 影响静电纺丝的因素 |
| 2.4 静电纺丝技术在组织工程领域的应用 |
| 三、聚己内酯(PCL)材料应用及改性 |
| 3.1 PCL生物学特点 |
| 3.2 PCL材料的改性研究 |
| 3.3 PCL的组织工程应用研究 |
| 四、蛛丝蛋白 |
| 4.1 蛛丝蛋白的表达 |
| 4.2 蛛丝蛋白在生物医学领域的应用 |
| 五、本研究的背景、目的及技术路线 |
| 5.1 研究背景 |
| 5.2 研究内容及技术路线 |
| 第一章 PCL/PVA/PNSR32静电纺丝材料的制备及表征 |
| 第一节 材料 |
| 1.1.1 主要试剂 |
| 1.1.2 主要仪器 |
| 第二节 方法 |
| 1.2.1 静电纺丝技术制备pNSRl6/PCL复合纳米纤维 |
| 1.2.2 PCL和PVA比例对静电纺丝的影响 |
| 1.2.3 重组蛛丝蛋白pNSR32添加量对静电纺丝的影响 |
| 1.2.4 静电纺丝条件的影响 |
| 1.2.5 支架材料分析方法及性能表征 |
| 第三节 结果 |
| 1.3.1 静电纺丝材料的制备 |
| 1.3.2 PCL和PVA比例对静电纺丝的影响 |
| 1.3.3 重组蛛丝蛋白pNSR32不同添加量对静电纺丝的影响 |
| 1.3.4 静电纺丝条件的影响 |
| 1.3.5 红外光谱分析(IR) |
| 1.3.6 孔隙率的测定 |
| 第四节 讨论 |
| 第五节 小结 |
| 第二章 PCL/PVA/PNSR32静电纺丝材料的体外降解 |
| 第一节 材料 |
| 2.1.1 支架材料 |
| 2.1.2 主要试剂及溶液 |
| 2.1.3 主要仪器 |
| 第二节 方法 |
| 2.2.1 体外水解 |
| 2.2.2 体外酶解 |
| 2.2.3 生物降解性计算 |
| 第三节 结果 |
| 2.3.1 体外水解 |
| 2.3.2 体外酶解 |
| 第四节 讨论 |
| 第五节 小结 |
| 第三章 PCL/PVA/PNSR32静电纺丝材料的细胞相容性 |
| 第一节 材料 |
| 3.1.1 细胞株 |
| 3.1.2 实验试剂 |
| 3.1.3 实验器材 |
| 第二节 方法 |
| 3.2.1 支架材料的制备 |
| 3.2.2 NIH-3T3细胞的培养和传代 |
| 3.2.3 支架材料的体外浸提液毒性评价 |
| 3.2.4 NIH-3T3细胞在复合支架材料上的生长情况 |
| 3.2.5 支架材料与细胞复合培养的分析检测 |
| 第三节 结果 |
| 3.3.1 相差显微镜观察 |
| 3.3.2 材料浸提液细胞毒性的评价 |
| 3.3.3 NIH-3T3细胞与支架材料的复合培养 |
| 第四节 讨论 |
| 第五节 小结 |
| 第四章 PCL/PVA/PNSR32静电纺丝材料的组织相容性 |
| 第一节 材料 |
| 4.1.1 主要试剂 |
| 4.1.2 主要设备和器械 |
| 4.1.3 动物及材料 |
| 第二节 方法 |
| 4.2.1 支架植处理 |
| 4.2.2 体内植入材料 |
| 4.2.3 取材观察 |
| 4.2.4 组织病理学评价 |
| 第三节 结果 |
| 4.3.1 肉眼大体观察 |
| 4.3.2 组织病理学评价 |
| 第四节 讨论 |
| 第五节 小结 |
| 第五章 PCL/PVA/PNSR32纳米复合材料人工肌腱的制作及力学评价 |
| 第一节 材料 |
| 5.1 实验材料与设备 |
| 第二节 方法 |
| 5.2.1 静电纺丝液液的制备 |
| 5.2.2 静电纺丝 |
| 5.2.3 人工肌腱的编织 |
| 5.2.4 力学性能的测试 |
| 第三节 结果 |
| 5.3.1 人工肌腱的制作 |
| 5.3.2 力学性能的测定 |
| 第四节 讨论 |
| 第五节 小结 |
| 第六章 结论 |
| 附录 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间承担的科研任务与主要成果 |
| 致谢 |
| 个人简历 |
（3）O-酰化壳聚糖/聚乳酸共混膜的氢键、相容性及细胞亲和性研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 聚合物共混物中的氢键研究 |
| 1.2 聚乳酸、壳聚糖及其共混材料在生物医用方面的应用 |
| 1.2.1 聚乳酸的性质及其应用 |
| 1.2.2 壳聚糖的性质及其应用 |
| 1.2.3 壳聚糖与聚乳酸的共混改性 |
| 1.3 研究课题的提出 |
| 参考文献 |
| 第二章 O -酰化壳聚糖的制备、表征及其性质 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 实验材料主要试剂及仪器 |
| 2.2.2 O-酰化壳聚糖的制备 |
| 2.2.3 O-酰化壳聚糖的红外光谱分析 |
| 2.2.4 O-酰化壳聚糖的核磁共振分析 |
| 2.2.5 O-酰化壳聚糖的元素分析 |
| 2.2.6 O-酰化壳聚糖的WAXD 分析 |
| 2.2.7 O-酰化壳聚糖的热重分析 |
| 2.2.8 O-酰化壳聚糖的溶解性试验 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 O-酰化壳聚糖的红外光谱分析 |
| 2.3.2 O-酰化壳聚糖的HNMR 分析 |
| 2.3.2 O-酰化壳聚糖的WAXD 分析 |
| 2.3.3 O-酰化壳聚糖的热重分析 |
| 2.3.4 O-酰化壳聚糖的元素分析测定 |
| 2.3.5 O-酰化壳聚糖的溶解性试验 |
| 2.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第三章 酰基侧链对O-酰化壳聚糖/ PLLA 共混膜的氢键及相容性影响 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 实验材料及仪器 |
| 3.2.2 O-酰化壳聚糖/PLLA 共混膜的制备 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 共混膜的FTIR 分析 |
| 3.3.2 共混膜的WAXD 分析 |
| 3.3.3 共混膜的TG 分析 |
| 3.3.4 共混膜的DSC 分析 |
| 3.3.5 共混膜的SEM 分析 |
| 3.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第四章 分子量对O-酰化壳聚糖/PLLA 共混膜的氢键及相容性影响 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 实验材料及仪器 |
| 4.2.2 O-酰化壳聚糖/PLLA 共混膜的制备 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 共混膜的FTIR 分析 |
| 4.3.2 共混膜的WAXD 分析 |
| 4.3.3 共混膜的TG 分析 |
| 4.3.4 共混膜的DSC 分析 |
| 4.3.5 共混膜的SEM 分析 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 O-酰化壳聚糖/聚乳酸共混膜的细胞生物相容性研究 |
| 5.1 前言 |
| 5.2 实验部分 |
| 5.2.1 实验材料与仪器 |
| 5.2.2 O-酰化壳聚糖/聚乳酸共混膜的预制 |
| 5.2.3 原代HELA 细胞的制备 |
| 5.2.4 共混膜浸渍液的制备 |
| 5.2.5 细胞毒性MTT 检测 |
| 5.2.6 全身过敏实验 |
| 5.2.7 皮下埋植实验 |
| 5.2.8 溶血试验 |
| 5.2.9 细胞相对粘附率测定 |
| 5.2.11 数据统计 |
| 5.3 结果与讨论 |
| 5.3.1 细胞毒性MTT 检测 |
| 5.3.2 全身过敏实验 |
| 5.3.3 皮下埋植实验 |
| 5.3.4 溶血试验 |
| 5.3.5 细胞相对粘附率测定 |
| 5.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第六章 结论 |
| 附录一 生物学实验中所涉及试剂的配制 |
| 附录二 研究生在读期间发表的论文及参加课题 |
| 致谢 |
（4）可注射性壳聚糖/磷酸甘油复合异体软骨细胞修复兔关节软骨缺损的初步研究（论文提纲范文）
| 英文缩略词表 |
| 英文摘要 |
| 中文摘要 |
| 论文正文 可注射性壳聚糖的初步研究 |
| 前言 |
| 第一部分 可注射性壳聚糖/磷酸甘油支架的制备及其生物相容性评价 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 小结 |
| 第二部分 可注射性壳聚糖兔关节软骨缺损观察 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 小结 |
| 全文结论 |
| 致谢 |
| 照片 |
| 参考文献 |
| 文献综述 壳聚糖与软骨组织工程支架的研究进展 |
| 参考文献 |
| 研究生期间发表论文 |
（5）可降解生物材料人工胸壁的制备与实验研究（论文提纲范文）
| 缩略词表 |
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 前言 |
| 第一部分 人工胸壁的选材与设计 |
| 第二部分 人工胸壁材料体内外降解试验研究 |
| 第一章 体外降解试验 |
| 第二章 体内降解试验 |
| 第三部分 人工胸壁材料的生物学评价 |
| 第一章 细胞毒性试验 |
| 第二章 急性全身毒性试验 |
| 第三章 溶血试验 |
| 第四章 热源试验 |
| 第五章 皮肤致敏试验 |
| 第六章 遗传毒性试验 |
| 第四部分 人工胸壁的制备及重建犬胸壁缺损动物实验的构建 |
| 第一章 甲壳素纤维增强聚己内酯复合材料人工胸壁的制备 |
| 第二章 甲壳素纤维增强聚己内酯复合材料人工胸壁重建犬胸壁缺损动物实验 |
| 第五部分 全文总结 |
| 综述 |
| 发表论文 |
| 致谢 |
（6）组织工程化皮肤支架与创面敷料的研究（论文提纲范文）
| INDEX |
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 主要缩略词表 |
| 第一章 前言 |
| 1.1 皮肤支架的研究现状及待解决的问题 |
| 1.2 皮肤敷料的研究现状 |
| 第二章 蛋白质改性壳聚糖皮肤支架的构建与评价 |
| 第一节 蛋白改性壳聚糖材料的构建与表征 |
| 第二节 改性壳聚糖材料的细胞毒性与亲和性研究 |
| 第三节 改性壳聚糖材料的抑菌作用研究 |
| 第四节 改性壳聚糖海绵的体外降解 |
| 第三章 改性壳聚糖海绵支架构建组织工程化皮肤的初步研究 |
| 第一节 组织工程化真皮的研究 |
| 第二节 组织工程化表皮的构建 |
| 第四章 壳聚糖/透明质酸复合皮肤支架的构建与评价 |
| 第一节 壳聚糖/透明质酸复合皮肤支架的构建与表征 |
| 第二节 壳聚糖/透明质酸复合皮肤支架细胞毒性与亲和性研究 |
| 第三节 壳聚糖/透明质酸复合皮肤支架修复动物皮肤缺损实验 |
| 第五章 壳聚糖/海藻酸钠PEC创面敷料的构建与评价 |
| 第一节 PEC敷料的构建与表征 |
| 第二节 PEC敷料的细胞毒性与亲和性研究 |
| 第三节 PEC敷料的动物实验 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
（7）甲壳素—聚已内酯复合接骨板的实验研究（论文提纲范文）
| 1 材料与方法 |
| 1.1 |
| 1.2 实验动物及分组 |
| 1.3 实验方法 |
| 1.4 观察指标 |
| 1.5 统计学方法: |
| 2 结 果 |
| 2.1 肉眼观察结果 |
| 2.2 组织学结果 |
| 2.3 生物吸收率 |
| 3 讨 论 |
| 3.1 生物吸收率 |
| 3.2 生物相容性 |
| 3.3 对骨组织的反应 |
四、In vitro toxicologic study of chitin short fiber reinforced polycaprolactone composite（论文参考文献）
- [1]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)
- [2]PCL/PVA/pNSR32静电纺丝材料作为肌腱组织工程支架的研究[D]. 姚志攀. 福建师范大学, 2010(03)
- [3]O-酰化壳聚糖/聚乳酸共混膜的氢键、相容性及细胞亲和性研究[D]. 李中皇. 华侨大学, 2008(04)
- [4]可注射性壳聚糖/磷酸甘油复合异体软骨细胞修复兔关节软骨缺损的初步研究[D]. 王东武. 第三军医大学, 2006(11)
- [5]可降解生物材料人工胸壁的制备与实验研究[D]. 段亮. 第二军医大学, 2004(01)
- [6]组织工程化皮肤支架与创面敷料的研究[D]. 王军. 东南大学, 2004(02)
- [7]甲壳素—聚已内酯复合接骨板的实验研究[J]. 高招文,赵建宁,陆维举,王与荣,吴苏稼,林稂,张新华,马恒辉. 骨与关节损伤杂志, 2002(02)