一、可注射性胶原生物材料的安全性评价（论文文献综述）
乐国平,席立成[1]（2022）在《缓释抗菌微球复合型组织工程材料水凝胶的制备及性能评价》文中提出背景:氧化羟丙基甲基纤维素-透明质酸钠水凝胶体系具有良好的力学性能、生物相容性与降解性,可作为组织工程支架对受损组织起保护支撑作用,也可作为药物载体实现局部缓释作用。目的:制备缓释抗菌微球复合型组织工程材料水凝胶,研究其理化性能、生物学性能、骨诱导性能和抗菌性能。方法:以聚乳酸乙醇酸共聚物、壳聚糖和透明质酸钠为材料,通过乳液法制备出具有多层结构的多孔微球载体,并对酸万古霉素进行负载,制备出抗菌缓释微球;以氧化羟丙基羧甲基纤维素和胺化透明质酸钠为基质制备成可注射水凝胶,并将不同质量浓度的抗菌缓释微球（0.1,0.2,0.3 g/m L）添加到水凝胶中,制备出载抗菌缓释微球的可注射水凝胶,对其理化性能（成胶时间测定、溶胀性能、降解性能）、生物学性能（细胞毒性、细胞溶血性）及成骨性能（碱性磷酸酶活性及诱导成骨基因RUN-x2、骨形态发生蛋白2、骨钙蛋白、Ⅰ型胶原蛋白表达水平）、抗菌性能进行检测及评价。结果与结论:（1）3种载抗菌缓释微球水凝胶具有良好的成胶性能与较小的溶胀比;体外降解扫描电镜结果显示,水凝胶具有稳定的自身降解性能;（2）细胞毒性实验显示,当抗菌缓释微球添加量≤0.2 g/m L时,水凝胶无明显的细胞毒性（7 d内细胞的相对增殖率均大于80%）;溶血实验显示,3种载抗菌缓释微球水凝胶的细胞溶血率小于2%,无明显细胞溶血;（3）3种载抗菌缓释微球水凝胶均可提高MG-63细胞中成骨基因RUN-x2、骨形态发生蛋白2、Ⅰ型胶原、骨钙蛋白含量及碱性磷酸酶的生成;（4）3种水凝胶均可持续、长期地抑制金黄色葡萄球菌的生长,并且随着抗菌缓释微球添加量的增加水凝胶的抗菌能力增强;（5）结果表明,制备的可注射载抗菌微球水凝胶具有良好的缓释抗菌及成骨、骨诱导能力,同时具备较好的生物组织相容性、可降解性。
许月[2]（2021）在《PLGA载药微球缓释体系的研发及其在脊髓损伤修复中的应用》文中研究表明脊髓损伤（SCI）是一种感觉及运动神经元功能减退的创伤性损伤,给个人和社会带来了沉重的负担。脊髓损伤后神经生长因子（NGF）的缺乏使脊髓损伤修复困难。但NGF难以通过血脑屏障,无法长期直接给药。传统的SCI支架存在药物释放时间短或难以实现临床应用等问题。因此,设计一种能够长期释放NGF且在临床有潜在应用价值的SCI支架成为一个紧迫的问题。本课题以PLGA微球为NGF的负载体,设计了两种应用于SCI治疗的生物支架,研究主要内容如下:（1）本课题首先采用电喷雾法制备了油溶性壳聚糖/明胶载药微球及水溶性聚乳酸羟基乙酸（PLGA）微球。壳聚糖/明胶共混液固体在6.310-6.431 mg/100 mL范围内,可以形成形貌良好的微球,平均直径约450 nm。PLGA溶液的有机相浓度为7 wt%,水油比为1:200时,微球形貌最优。通过药物释放实验,圆二色光谱进行药物释放分析,壳聚糖/明胶微球在2天内快速释放NGF,释放率约为87%,PLGA微球药物缓释时间长达14天,释放率约为60%,两种微球均能良好的保持药物活性。研究表明油性PLGA微球相较水性壳聚糖/明胶微球产率及成球率高,同时因其不易溶胀而具有更加优异的药物缓释性能,可与其它生物材料复合制备SCI支架。（2）针对传统生物支架难以实现临床应用的问题,以PLGA微球为NGF的负载体,设计了 PLA/NGF-PLGA/CS复合膜。利用PLA膜的致密性作为密封层防止药物扩散并提供一定的力学支撑,浓度为7 wt%时纤维均一度最佳。PLGA微球作为负载缓释层。CS膜作为植入层,可以直接接触损伤区域,同时种植骨髓间充质干细胞（BMSCs）来修复神经,溶液浓度为6 wt%时纤维形貌最佳。单向拉伸测试显示复合膜结构有一定的力学强度,可以方便于脊髓损伤修复的应用。通过药物释放实验,圆二色光谱进行药物释放分析,结果表明复合膜可以释放药物长达两个月以上,并能保持良好的药物活性。细胞毒性实验及细胞分化实验显示,复合膜无细胞毒性,可以成功诱导PC-12细胞在5天内分化为神经元。同时动物实验显示损伤部位应用PLA/NGF-PLGA/CS复合膜后,脊髓损伤大鼠神经元再生和运动功能恢复明显改善,BMSCs的加入进一步促进了脊髓损伤的修复。这些结果表明该复合膜药物缓释时间能满足修复所需时间,并能成功改善脊髓损伤,在SCI临床应用方面具有较大的前景。（3）针对复合膜需要手术植入且无法填补病区空洞的问题,我们以P407及P188为基体,共混入SA,通过Ca2+交联获得物理-化学双交联的复合凝胶。P407浓度为16 wt%、P188浓度为3wt%,此时复合凝胶的凝胶化温度约为34℃,且固体含量低。通过黏温曲线测试、频率扫描序列、压缩测试、剪切变稀测试对凝胶的流变学特性表征。黏温曲线显示复合凝胶具有温敏性。频率扫描序列显示水凝胶形成,37℃下的凝胶转变为固态强度高于25℃。复合凝胶表现出剪切变稀行为可通过常规注射器注射,同时压缩测试显示凝胶注射入体内后能保持一定的形态。经Ca2+交联后复合凝胶凝胶网络结构收紧孔径变小,释放时间可达14天,其释放率约为48%。圆二色光谱显示,NGF活性保持良好,同时复合凝胶未见细胞毒性,并成功诱导PC-12细胞在5天内分化为神经元,有助于神经修复。结果表明NGF-PLGA/P407/P188/SA复合凝胶有良好的可注射性,在SCI修复以及更多的医学领域存在广泛的应用前景。
闫旭[3]（2020）在《氧化石墨烯纳米片基温敏型聚合物水凝胶的合成及生物应用》文中指出水凝胶是一种高含水量的具有三维网络结构的软物质,其形态是介于固态和液态之间。通常由亲水性高分子或聚合物通过共价键、氢键、范德华作用等交联而成。水凝胶可分为天然高分子水凝胶和合成高分子水凝胶。如胶原、明胶、纤维蛋白、壳聚糖、海藻酸钠、透明质酸、硫酸软骨素、琼脂糖等以天然高分子材料为主体形成的水凝胶为天然高分子水凝胶。合成高分子水凝胶主要包括聚乙二醇、聚乙烯醇、聚甲基丙烯酸羟乙酯、聚丙烯酰胺、聚丙烯酸及其衍生物类等合成高分子材料交联形成的水凝胶。与天然高分子水凝胶相比,合成高分子水凝胶具有更好的力学性能和更稳定的性质等优点。但是单纯的聚合物水凝胶仍然存在着力学性能不足、功能单一等缺点。近年来,包括温敏响应性在内的智能响应性水凝胶成为了研究的热点。另外,通过向聚合物水凝胶内填充无机纳米材料（如二维纳米片,功能性纳米颗粒）,利用水凝胶界面与填充物之间的相互作用来调整水凝胶性质的研究也引起了广泛的关注。本论文在ABA型嵌段聚合物温敏型水凝胶的基础上,通过向聚合物水凝胶内填充载有功能性纳米颗粒的纳米石墨烯片制备了可用于抗菌,促进感染伤口愈合,防止肿瘤术后复发和术中出血,用于肝癌动脉栓塞的多功能生物水凝胶。具体分为以下几部分内容:（1）我们开发了一种具有抗菌和促进伤口愈合功能的热诱导不可逆复合水凝胶（PEP-AG）。在PEP-AG的构成组分中,聚合物PNIPAM为PEP-AG复合水凝胶提供温度响应性,使其在20℃左右能够实现从液态到水凝胶态的转变。较低的转变温度保证了PEP-AG混合溶液在接触皮肤后快速的形成水凝胶并封闭伤口。AG（r GO@Ag）的加入在为PEP-AG复合水凝胶提供抗菌性能的同时又赋予了PEP-AG复合水凝胶在较低温度下（5℃）的不可逆性。PEP-AG水凝胶具有较好的力学性能,良好的生物安全性和生物降解性。PEP-AG复合水凝胶有望成为一种安全有效且能够适应复杂多变环境的新型水凝胶伤口敷料。（2）我们合成了能够用于防止肝癌术后复发和术中止血的协同作用新型温敏性磁性复合水凝胶（NDP-FG）。为了赋予水凝胶具有湿组织表面的粘附能力,我们通过胺化反应将多巴胺分子偶联到高分子聚合物链上。通过高温油相的合成方法获得了表面修饰四氧化三铁纳米颗粒的还原氧化石墨烯纳米片（Fe3O4@r GO,FG）。将FG溶液与NDP聚合物复合后得到了一种具有温度响应性,磁热功能和粘附性质的NDP-FG水凝胶。NDP-FG水凝胶具有以下性质和功能:具有较好的磁热功能,能够防止肿瘤术后复发;具有温度响应性,能够在热诱导下快速原位成胶,具有快速止血的功能;NDP-FG水凝胶能够实现防止肝癌术后复发和术中止血的协同作用。动物实验表明,NDP-FG水凝胶能够在新西兰兔肝脏VX2肿瘤切除术中同时起到杀伤肿瘤残余组织和减少肝脏术中出血的协同治疗作用。目前,能够实现两者结合的材料鲜有报道;NDP-FG水凝胶具有良好的生物安全性。综上所述,NDP-FG水凝胶是一种能够同时实现防止肝癌术后复发和减少术中止血协的新型水凝胶材料,具有较大的临床转化潜力。（3）目前,针对中晚期肝癌患者的治疗临床上多采用经肝动脉化疗栓塞术（TAE）,是中晚期肝癌患者首选的治疗方案。栓塞剂在TAE的实施中是必不可少的,并对TAE的效果起着决定性的作用。使用的栓塞剂不同往往会导致不同的栓塞效果。目前,临床使用的TAE栓塞剂主要是碘化油和药物洗脱微球。但是二者都具有明显的缺点,并造成了TAE治疗效果不理想且伴有其它副作用。我们将具有热诱导成胶性能的NDP-FG水凝胶用于新型栓塞剂的研究,并对其栓塞效果进行评估。实验证明NDP-FG水凝胶作为TAE栓塞剂具有以下特点:具有很好的注射性能,可以在完全不借助其它设备的辅助下轻松的完成人工注射,且注射速率可调控:能够以液体的形式进入靶动脉,然后利用血管环境的温度在靶动脉处原位形成凝胶。这一性质不仅使NDP-FG可以完全的栓塞靶血管（包括细小的末支血管）而且能够稳定的滞留在栓塞处,不易发生游离而造成异位栓塞;NDP-FG水凝胶具有磁热性能,具有同时实现对肝癌的进行栓塞和磁热联合治疗的潜力。
张林杰[4]（2020）在《新型镁基水滑石材料治疗股骨头坏死的初步探究》文中进行了进一步梳理研究背景股骨头坏死（ONFH）是一种致残性疾病,多累及中青年患者,股骨头坏死后一旦发生塌陷,只能通过全髋关节置换治疗。早期ONFH的公认、有效的治疗方法是髓心减压联合植骨。现有植骨材料多为填充性材料,骨引导和骨诱导性能欠佳,难以满足临床需要,亟需一种有成骨性能优异的新型骨修复材料。研究目的我们课题组旨在合成一种含有元素镱（Yb）的镁铝水滑石（MgAl-LDHs）单层纳米片,同时负载抗骨质疏松药物阿仑膦酸钠（AL）,使其具备良好生物学性能,一方面可以显着促进骨坏死区域的骨再生,另一方面具备可注射性和成像性能,便于术者操作以及术中成像。研究方法以 Mg（NO3）2·6H2O、Al（NO3）3·9H2O、Yb（NO3）3·5H2O 为原料,通过水热反应共沉淀法制备MgAl-LDHs纳米片,AL通过亲水基团负载于LDH表面。通过硝酸铈氧化法测定AL浓度,计算载药量和包封率。用等温量热滴定法测定AL和LDH之间的相互作用。分别用高分辨扫描电镜（HRTEM）,micro-CT、原子力显微镜（AFM）、电感耦合等离子体发射光谱（ICP）、傅里叶变换红外光谱法（FT-IR）、X射线光电子能谱分析（XPS）、能量色散X线光谱（EDX）、动态光散射（DLS）等测定LDHs和AL/LDHs的结构表征。制备不同浓度LDHs、AL/LDHs、AL的材料浸提液,材料浸提液培养MC3T3-E1细胞,CCK-8实验和流式细胞术验证材料的细胞毒性。通过q-PCR、茜素红S染色、ALP染色、免疫印记分析分别从成骨相关标记物的转录、翻译和细胞外基质矿化水平验证材料对MC3T3-E1细胞的促成骨作用,使用FITC标记的鬼笔环肽染色观察细胞成骨分化的形态学改变。使用液氮冷冻法建立新西兰大白兔骨坏死模型,设置LDHs组、AL/LDHs组、阴性对照组和阳性对照组（自体骨移植）,注射填充相应骨移植材料。于术后2、4、8周,分别使用ICP-MS测定兔血液中镁离子和铝离子浓度,兔肝脏、肾脏、脊髓标本经苏木精-伊红染色（H&E）检测材料的体内安全性。用micro-CT扫描兔股骨标本,定量分析股骨干和股骨头的再生骨量,再经H&E染色和抗骨膜蛋白染色镜下观察成骨情况。研究结果LDHs粒径约为50nm,厚度约为0.9nm。EDX及XPS谱图可见Mg、Al、Yb三种元素均匀散布。FT-IR证实AL成功负载到LDHs纳米片表面,负载后纳米片结构学特征未发生明显变化,AL与LDHs质量比为2:1时LC和EE最大,分别是197%和 98.6%。AL 组 MC3T3-E1 细胞死亡,100μg/mL 的 LDHs 及 AL/LDHs 组的细胞OD值与培养时间呈正相关性,流式结果与空白对照无明显差异。实验组兔肝脏、肾脏、脊髓镜下组织结构同空白对照组未见明显差异。LDHs组和AL/LDHs组的成骨标志物在转录水平、翻译水平均显着高于空白对照组。动物实验中,术后4周和8周,LDHs组和AL/LDHs组骨再生总量和股骨头骨密度显着高于阳性对照组。结论MgAlYb-LDHs纳米片具备良好的体内外生物相容性、可注射性、可显像性,且可以有效负载AL,能够促进骨坏死区域骨再生和远隔部位骨密度增加,对于伴有全身性骨质疏松的局部骨坏死患者有一定的应用价值。
王言[5]（2020）在《微创MIS-TLIF术后硬膜外纤维化评价与一种防治型超分子水凝胶的实验研究》文中指出微创通道下的MIS-TLIF手术在较长时间的观察随访中,可以获得与开放型TLIF相似的临床治疗效果,同时减轻了患者由于手术入路造成的软组织损伤,减缓椎旁肌退变。在获得诸多优势的同时,我们发现即使应用了更为微创的ZISTA通道技术,依旧无法减轻硬膜外纤维化粘连程度,与开放手术无显着性差异。为了探索这一脊柱外科难题,获得一种适用于微创管道化操作、合理设计、安全有效的防治硬膜外纤维化粘连的生物材料就显得十分迫切。因此,我们设计和制作了一种具有温敏性凝胶化、自我修复、组织黏附、抗氧化、抗炎和抗纤维化的多功能水凝胶。这种水凝胶通过超分子方式整合三个功能模块,即温敏性三嵌段共聚物泊洛沙姆407（Poloxamer 407,PX）、广谱活性氧（ROS）清除性抗炎纳米粒（TPCD NP）和具有增强黏附能力的鞣酸（TA）来方便地构建。在治疗上,PXNT水凝胶在局部能够有效的防治大鼠和家兔椎板切除术后硬膜外纤维化粘连。PXNT水凝胶显现出比PLGA-PEG-PLGA温敏凝胶和一种商品化防粘连膜更好的效果。机制上,PXNT水凝胶能显着减轻局部氧化应激,抑制炎症反应,减少纤维化组织的形成。此外,局部使用PXNT水凝胶不会引起全身不良反应和神经功能损害。方法1.锥形通道下MIS-TLIF手术的临床结果及术后硬膜外纤维化评价回顾性分析锥形通道系统下MIS-TLIF手术与开放TLIF手术病例的围手术期参数及术后疗效对比。通过MRI评估椎旁肌脂肪浸润和术后硬膜外纤维化粘连程度。2.PXNT防纤维化粘连水凝胶的筛选和制备a)TPCD纳米粒的制备和表征制备TPCD纳米粒。观察纳米粒透射电镜（TEM）和扫描电镜（SEM）图像,测定其粒径分布。b)具有生物黏附、抗炎、温敏性防纤维化粘连水凝胶的配方筛选质量比为16、18和20wt%的Poloxamer 407（PX）溶液率先纳入实验,这三种溶液在37°C时均可快速凝胶化。依照0.2、1和5mg/ml浓度将TPCD NP加入不同质量比的PX溶液之中。由此实验分组为模型组、PX16-NP0.2、PX16-NP1、PX16-NP5、PX18-NP0.2、PX18-NP1、PX18-NP5、PX20-NP0.2、PX20-NP1和PX20-NP5组。随后各凝胶在大鼠腰椎板切除模型中应用,观察TPCD纳米粒对于局部生物功能的影响,同时测定各组凝胶溶液的溶胶-凝胶转相能力。基于上述结果筛选出最佳TPCD纳米粒治疗浓度。最后,将不同质量比鞣酸（TA）加入筛选后的PX-NP水凝胶。观测加入鞣酸后水溶液的凝胶转相能力,确定鞣酸最高浓度阈值,低于阈值浓度分梯度进入生物黏附性实验。生物黏附测试分两部分,使用自制斜坡平台测定牛硬膜组织黏附能力,以及使用材料试样机测定肌肉搭接黏附剪切应力。最后,通过以上实验筛选出最优配比水凝胶,简写为PXNT。同时制备PXN、PXT、PLN、PL和PX水溶液用于后续对照。3.PXNT防纤维化粘连水凝胶的表征a)采用试管倒置法测定PXNT的溶胶-凝胶转相。b)使用共聚焦显微镜观察PXNT水凝胶的荧光图像（FITC标记PX和Cy5标记TPCD NP）。c)不同配比样品冻干后,在红外光谱仪上记录傅里叶变换红外光谱（FT-IR）。d)各组水凝胶样品冻干并喷金后,使用扫描电镜（SEM）观察凝胶表面及其断裂面的内部结构。e)使用固定平行板（直径40mm;间隙0.05mm）对各组水溶液进行流变学测定。分别进行温度依赖溶胶-凝胶转相实验、G′和G″随时间变化实验、角频率依赖G′和G″变化（Tanб为G″与G′的比值）、震荡应变扫描测试、阶梯应变测试、粘度随剪切率变化测试和阶梯剪切率粘度变化测试。f)体外水解试验,预热至37℃的0.9%生理盐水分别加入PXN和PXNT凝胶。预定时间点测定去上清后凝胶重量,再加入生理盐水。重复直至完全水解。g)体内残留实验,将Cy7.5标记的PXN和PXNT水溶液注射到大鼠骶棘肌深部。预定时间点活体成像系统成像。软件分析荧光强度。h)PXNT水凝胶体外释放,Cy5标记TPCD NP分散在PXT溶液中,生理盐水加入标记后PXNT凝胶,每日更换上清液,荧光光谱仪测量上清液荧光强度,计算累积释放率。此外,使用粒度仪测定上清液TPCD NP粒径分布。4.PXNT防纤维化粘连水凝胶在动物腰椎板切除模型中的疗效评价a)建立大鼠腰椎板切除模型。分组为:模型组、PXNT、PXN、PXT、PLN、PL和PX组。L4椎板切除后,不同制剂喷涂于硬膜上完全覆盖。8周后,钆增强小动物核磁共振评价硬膜外组织纤维化程度。之后处死动物,对手术部位进行大体观评分并进行H&E和Masson染色,进行组织学分析。b)在大鼠腰椎板切除模型中使用PXNT凝胶与Interceed防粘连膜。进行钆增强小动物核磁共振分析,大体观察评分,组织切片进行H&E和Masson染色并分析。c)在家兔腰椎椎板切除模型中应用PXNT水凝胶,并与模型组进行钆增强核磁共振图像相关分析和大体观评分对比。5.PXNT防纤维化粘连水凝胶防治椎板切除后硬膜外纤维化粘连的机制探索a)将无菌软质引流管放置于大鼠腰椎板切除区域并固定牢靠。治疗后7天内每日收集伤口灌洗液。测定灌洗液中性粒细胞计数及MPO、H2O2、TNF-α、IL-1β、IL-6、TGF-β1水平。b)免疫荧光法观察硬膜外纤维化组织中CD31和CD68的表达,用于检测新生血管和巨噬细胞含量。染色后切片使用激光共聚焦显微镜拍照,并测定其面积百分比。6.PXNT防纤维化粘连水凝胶的体内外安全性评价a)PXNT防纤维化粘连水凝胶细胞毒性和体内安全性评价。1.使用MTT法测定不同配方（PXN,PXT,PXNT和PLN）与L929小鼠成纤维细胞共培养5天期间细胞活性的变化。2.术后1月进行静脉血肝肾生化功能分析,ELISA法测定血清中TNF-α、IL-1β和IL-6含量。3.H&E染色观察心、肝、脾、肺、肾组织切片。b)PXNT防纤维化粘连水凝胶神经功能安全性评价。1.术后8周对各组大鼠使用BBB运动功能评分量表进行评分。2.术前、术后4周、术后8周,对PXNT治疗大鼠进行运动诱发电位（MEPs）测量。振幅和潜伏期数据进行分析。3.PXNT组的大鼠在术后8周进行髓鞘透射电镜形态学观察。结果1.锥形通道下MIS-TLIF手术的临床结果及术后硬膜外纤维化评价末次随访时,锥形通道下MIS-TLIF手术组获得与开放TLIF组相同的疗效,同时减缓椎旁肌的退变。两个手术组硬膜外纤维化粘连评分无显着性差异。2.PXNT防纤维化粘连水凝胶的筛选和制备a)TPCD NP的制备和表征制得形态规则、较窄粒径分布的抗炎、抗氧化应激的TPCD纳米粒。b)具有生物黏附、抗炎、温敏性防纤维化粘连水凝胶的配方筛选相较于模型组,经1mg/m L和5mg/m L浓度的TPCD NP治疗后,H2O2和IL-6水平显着降低。在0.2mg/mL的低浓度时,H2O2和IL-6的含量与模型组没有显着差异。TGF-β1含量表达只有PX18-NP1凝胶（18wt%PX、1mg/m L TPCD NP）治疗组显着降低。此外,室温下,无论PX的浓度如何,5mg/m L TPCD NP浓度的PX溶液都会发生凝胶转相,遂排除。至此TPCD NP浓度确定为1mg/mL。接下来将鞣酸加入配方,硬膜黏附能力和肌肉黏附能力均随鞣酸浓度的升高而升高。但当鞣酸质量比为3wt%时,凝胶失去温敏转相能力。因此,18wt%PX、1mg/m L TPCD NP、2wt%鞣酸的水凝胶（PXNT）进入下一阶段的表征分析与动物实验。同时,该水凝胶在加入鞣酸后黏附剪切应力提高了4倍左右。3.PXNT防纤维化粘连水凝胶的表征a)PXNT凝胶在室温时呈透明、清亮的淡黄色流体状,在37°C时倾斜小玻瓶凝胶不再发生流动,发生了明显的溶胶-凝胶转换。b)共聚焦显微镜观察显示Cy5标记的TPCD-NP在FITC标记的水凝胶中均匀分布。c)FT-IR光谱分析也证实了不同组分的存在。d)扫描电镜（SEM）观察到的冻干凝胶断裂面中发现了其内部多孔网络状结构。同时,在凝胶样品高放大倍数的表面和断裂面中清晰地发现了嵌入的TPCD纳米粒。e)储能模量（G′）和损耗模量（G″）均随温度升高而增大。随温度进一步升高,G′与G″交会,溶胶-凝胶转变温度为26.9°C,提示PXNT已凝胶化转相。G′在37℃时为3000-3500Pa,与正常脊髓模量值（4000Pa）相近。角频率测试的粘弹性区域内,G″和G′为线性响应,tanδ变化范围为0.48至0.37,表现出典型弹性改变行为。当应变率在1%到60%之间变化时,PXNT是稳定的凝胶状态,可承受人体内最大应变（10%）。在200%的高应变率下,PXNT表现出类流体行为,当应变率降低为2%时,PXNT迅速恢复最初模量,且此过程可重复。粘度随剪切率变化测试显示了PXNT水凝胶的剪切变稀行为,阶梯剪切率变化测试表明,在高剪切和低剪切速率下转换,PXNT可快速自我修复为最初粘度。机制研究表明PXNT水凝胶的剪切变稀和自我修复是由于疏水和氢键作用形成的非共价交联的瞬间断裂引起的。f)在37℃时,PXNT水凝胶在第7天时基本完全水解,而不含鞣酸的PXN水凝胶在3天内完全水解。g)PXNT水凝胶体外释放可持续至第7天,PXN大约在第3天。此释放时间可覆盖硬膜外纤维化形成最关键的第二阶段（术后3-5天）。PXNT水凝胶释放的TPCD NP和新鲜制备的纳米粒粒径分布相似。h)PXNT水凝胶体内残留实验中,Cy7.5标记的PXNT比PXN水凝胶具有更长时间的荧光残留,可维持至第7天,而PXN水凝胶仅维持约3天。TA中酚基基团可作为假交联剂增加水凝胶中组分之间非共价键作用。4.PXNT防纤维化粘连水凝胶在动物腰椎板切除模型中的疗效评价a)小动物核磁共振评估硬膜外纤维化观察中,使用PX、PXT、PL和PLN治疗的大鼠,在术后8周时硬膜后方被钆增强的低密度信号组织覆盖,未发现硬膜与后方组织之间明显分界。PL和PLN比模型组的纤维化程度更重。PXN治疗效果优于上述几组。PXNT治疗组在硬膜周围仅存在非常稀薄的低信号强化边缘,在硬膜上无直接粘连。PXNT治疗组的纤维化面积定量和磁共振纤维化评分结果均为最低。术后8周,大体观察显示使用PX、PL或PLN治疗的大鼠,硬膜周围受到致密性纤维化瘢痕组织的压迫,很难将其与硬膜组织分离。PXN治疗组纤维化瘢痕相对较少,粘连较轻。PXNT组硬膜周围的纤维化组织稀薄、疏松,硬膜外粘连轻微,剥离后不会损伤硬膜,硬膜外纤维化评分最低,仅为1.2±0.4。组织学分析中,模型组椎管外充满大量的胶原和成纤维细胞,且粘连严重。PX、PL或PLN治疗组也发现类似结果。PL和PLN治疗组成纤维细胞含量显着多于其他治疗组。PXN和PXT治疗组成纤维细胞含量略少于上述几组。相比之下,PXNT治疗组显着降低,且硬膜外纤维化评分也是最低。此外,Masson染色显示模型组纤维化组织浓厚、密集。PXN治疗组中硬膜与后方的纤维化组织轻微粘连,粘连部位可见少量的成纤维细胞和稀疏的胶原纤维。PXNT组中硬膜和纤维化瘢痕组织之间有明显的间隙,硬膜外瘢痕最为轻微,纤维化面积百分比最低。PL和PLN组纤维化面积显着高于模型组。PL体内降解为乳酸和乙醇酸,其较长的体内残留时间（>4周）会发生异物反应。b)根据大体观察、磁共振成像、H&E和Masson染色的结果,使用PXNT治疗的大鼠比Interceed组大鼠成纤维细胞浸润和纤维瘢痕组织形成明显更少。组织切片观察PXNT组大鼠在硬膜与后方组织之间间隔更为明显。c)由于硬膜周围纤维状组织稀疏且未完全成熟,PXNT治疗的家兔硬膜更易于分离暴露。然而,模型组瘢痕组织较为致密且粘连形成,分离操作会将硬膜撕裂。PXNT治疗组大体观纤维化评分显着更低。核磁共振图像显示PXNT组的低信号（纤维化瘢痕）区域显着低于模型组。5.PXNT防纤维化粘连水凝胶防治椎板切除后硬膜外纤维化粘连的机制探索7天后,PXNT和PXN治疗组的中性粒细胞和髓过氧化物酶的含量显着低于其余治疗组,尤其是PXNT组。同样,TNF-α、IL-1β和IL-6的表达水平也显着降低。包含TPCD纳米粒的治疗组H2O2水平显着降低。PL和PLN组的炎症反应比其他组更重,甚至是模型组。在所有时间点,PXNT组TGF-β1表达均为最低。术后8周瘢痕组织免疫荧光分析显示,PXNT组巨噬细胞含量最低,新生血管浸润区域显着减少。6.PXNT防纤维化粘连水凝胶的体内外安全性评价细胞毒性实验中PXNT、PXN、PXT、PLN、PL、PX水凝胶均表现出了较低的细胞毒性。术后7天,所有治疗组与模型组白细胞计数趋势相似。术后4周,PXNT组大鼠ALT、AST和CREA水平未显着升高,血清炎性细胞因子没有显着增加。大鼠主要脏器H&E切片未观察到明显损伤和病理变化。PXNT组BBB运动功能评分无明显变化,其余组呈现不同程度的降低,PL和PLN组比模型组更差。运动诱发电位结果显示PXNT水凝胶治疗的大鼠术前、术后4周及术后8周MEPs波形相似。平均潜伏期和振幅统计无显着差异。术后8周髓鞘透射电镜观察中,除PXNT组外,其余组均可见不同程度的髓鞘分层改变。结论微创通道下的MIS-TLIF手术无法减轻硬膜外纤维化粘连。通过三个功能模块的简单组合,设计出具有抗炎、抗氧化、抗纤维化、生物黏附、自我修复和温敏特性的多功能水凝胶。根据水凝胶的体外性能和体内活性,分级筛选后完成制备。水凝胶表征分别验证了其溶胶-凝胶转相、凝胶中纳米粒形态稳定且均匀分布、流变学性能优异。PXNT水凝胶在椎板切除部位局部治疗后,通过减轻局部炎性水平和氧化应激反应,以及抑制纤维化和新生血管生成,有效防治硬膜外纤维化粘连。该水凝胶具有以下优点:1)使用方便且能胜任微创管道下手术操作,完全覆盖硬膜表面形成有效物理屏障;2)合适的生物黏附能力,避免脊髓自然运动导致的凝胶滑动;3)保证临床效果前提下,合适的体内残留时间,避免长时间残留导致的严重异物反应;4)理想的粘弹性、柔软性,不影响脊髓自然活动且避免可能的神经压迫;5)通过有效的抗氧化应激、抗炎和抗纤维化作用防治硬膜外纤维化;6)良好的生物相容性和神经功能安全性。
张润婧[6]（2020）在《天然多糖基多功能可注射水凝胶的制备及其组织工程应用研究》文中研究说明组织工程技术是帮助人类器官或组织进行修复的重要手段。水凝胶材料由于具备与人体组织相似的结构及特性,在组织修复领域展现出巨大潜力。可注射水凝胶能以微创方式植入人体,可填充不规则缺损并降低手术风险,是优选的体内植入材料。模仿天然组织的生物众多功能是组织工程材料的研究难点。目前,能兼备天然组织在生物相容性、生物响应性、生物力学、物质传输等众多方面的完整功能的可注射水凝胶仍未见报道,因而大大降低了可注射水凝胶的实际应用价值。基于天然多糖聚合物的水凝胶材料具有高保水性、可再生性、生物降解性、生物相容性、无毒性等特点,非常适合作为体内植入的医用材料。本论文以天然多糖聚合物为主要原料,制备了具有环境响应性、生物相容性、自我修复性、良好力学强度及体内成像能力的多功能可注射水凝胶。主要研究如下:（1）制备并选取两种水溶性多糖衍生物——氧化海藻酸钠及羧甲基壳聚糖,通过动态化学交联,在室温下快速形成含有三种动态共价键的可注射水凝胶。动态共价键的可逆断裂-重建能力赋予水凝胶优异的可注射及环境响应能力。双重共价交联网络帮助水凝胶具备更加致密的结构从而提升力学性能。细胞实验证明了此水凝胶的优异的细胞相容性与生物安全性。（2）利用海藻酸盐为碳源进行水热反应,制备出在紫外光下呈蓝色荧光的碳点材料。将此生物质基碳点与水凝胶基体复合,制备出具有荧光效应的多功能水凝胶,且机械强度提升41%,进一步扩展了本论文所制备水凝胶在生物识别、医学检测等领域的应用。
程凤[7]（2020）在《壳聚糖基多功能术后防粘连敷料的制备及其性能研究》文中研究表明粘连是一种最常见的术后并发症,一般发生在受损组织愈合的过程中。在特殊情况下,术后粘连还会伴有炎症、疼痛甚至运动障碍等症状,严重影响了患者的日常生活。目前,高分子防粘连材料是临床上预防术后粘连最有效的屏障材料,可以将病变组织进行物理分离。因此,其逐渐成为研究的热点。该类材料不仅在临床应用上易于处理,生物相容性好,可生物降解,更能为目标部位提供防止组织粘连的可靠屏障。近年来,几乎没有高分子屏障材料可以完全满足这些要求。因此,本文采用N,O-羧甲基壳聚糖作为多种术后防粘连材料的基体材料,并对其性能进行研究。采用N,O-羧甲基壳聚糖（N,O-CS）与氧化再生纤维素（ORC）纱布进行复合,制得的N,O-CS/ORC复合纱布表面具有良好的水溶性、细胞相容性、血液相容性及体内可降解性。术后创伤、出血、炎症以及手术过程中的病原体感染等是术后粘连产生的主要原因。因此,N,O-CS/ORC复合纱布优异的止血效果以及抗菌性能可以有助于在复合纱布植入大鼠盲肠与缺损腹壁的模型后,14 d内达到预防术后粘连的效果。通过TEMPO对纳米晶纤维素进行氧化后得到氧化纳米晶纤维素（TOCN）,将其与N,O-CS复合后制备出N,O-CS/TOCN复合海绵。多聚赖氨酸（ε-Poly-L-Lysine,EPL）作为天然抗菌聚合物,其自身具有很好的抗菌能力,不需要其他外源性抗生素的辅助。制备的EPL/N,O-CS/TOCN复合海绵具有优异的抗菌性能,抑菌率达到90%以上。扫描电子显微镜（SEM）图片显示该海绵具有规则的多孔隙结构,TOCN能够均匀地分布于N,O-CS中。细胞毒性实验表明材料具有很好的细胞相容性,同时血细胞和血小板粘附实验结果表明,EPL/N,O-CS/TOCN能够快速达到凝血的效果。由于材料具有较高的孔隙率可以吸收大量的血液,加速血液的凝聚,并且能够通过羧基激活血小板粘附红细胞以及纤维蛋白进一步加快凝血。同时复合海绵具有很好的降解效果,植入肌肉中21 d可以完全降解。当植入到大鼠体内后,14 d内可以达到预防粘连的效果,并且炎症反应消失,创面修复完全。高碘酸钠对葡聚糖进行氧化开环反应,得到氧化葡聚糖（ODA）。N,O-CS中的氨基与ODA中的醛基通过席夫碱交联形成柔性水凝胶,该N,O-CS/ODA水凝胶具有很好的皮肤贴敷性和粘附性能,使得该水凝胶具有优越地密封出血创面的能力,可以达到快速止血的效果。此外,N,O-CS/ODA水凝胶可原位形成,与创面组织完美结合,加快创面愈合和组织再生。体外细胞实验表明,N,O-CS/ODA水凝胶具有很好的细胞相容性,并能够有效地抑制成纤维细胞的粘附,植入体内21 d可以完全降解。该水凝胶还具有优异的抗菌性能和良好的生物相容性,从而可以预防伤口感染和炎症反应的发生。将N,O-CS/ODA水凝胶植入到腹壁-盲肠缺损的大鼠体内,14d后该水凝胶处理的创面完全修复,能够有效地降低腹部组织粘连发生的概率,并对创面修复无副作用。SD大鼠腹壁损伤-盲肠缺损模型研究了 N,O-CS/ORC复合纱布,EPL/N,O-CS/TOCN复合海绵以及N,O-CS/ODA水凝胶的术后防粘连效果。N,O-CS/ORC复合纱布,EPL/N,O-CS/TOCN复合海绵以及N,O-CS/ODA水凝胶中除具备壳聚糖固有的止血效果外,还存在着未反应完全的羧基可以激活血液中的血小板以及粘附红细胞,加快血栓的形成,同时与Fe3+结合提高创面的止血效果,进而达到预防术后粘连的效果;EPL/N,O-CS/TOCN复合海绵较高的孔隙结构加快了止血速率,EPL的引入提高了 N,O-CS/TOCN复合海绵的抗菌效果,抑菌率达到90%以上,从而可以有效地预防术后粘连;N,O-CS/ODA水凝胶具有可注射、自修复、抗菌性、皮肤贴敷性和粘附性能,使得该水凝胶具有快速止血、促愈和组织再生的功效,同时其术后防粘连率达到90%以上。
李元[8]（2019）在《胶原与类胶原基质用于构建成骨材料的初步研究》文中提出胶原（Collagen）是骨的重要组成成分,正常骨组织中胶原含量约达20%,胶原蛋白是具有三重螺旋结构的纤维状蛋白,不溶于水,在体内环境下,胶原成分稳定,参与构成细胞外基质（Extracellular matrix,ECM）并且是细胞外基质中最重要的纤维蛋白。胶原所形成的半晶体状纤维稳定存在于细胞外基质中,作为骨架结构,为细胞的结构提供必要的抗张力和一定的弹性支持,并能在细胞迁移、增殖和分化的全过程中发挥重要的作用。I型胶原（Collagen type I,COL-I）是骨细胞外基质的主要组成部分,对骨细胞功能行使和维持有重要作用,在近数十年来兴起的组织工程与再生医学研究和应用中,I型胶原是最为常用的天然来源骨组织工程支架,具有疏松多孔结构以及良好的渗透性和亲水性,也是诸如成骨细胞、成纤维细胞的理想支架材料,利于细胞附着,并可促进其进一步生长、分化,植入体内后,可逐步转化为正常组织。I型胶原常以海绵、细胞膜片或凝胶等形式用于组织工程中,其强度很低,植入体内会很快降解吸收,在较大范围骨缺损修复、或需要有负载能力的植骨材料时,单纯胶原难以达到要求,要使人工骨再生及骨生物重建成为可能,根据颌面部骨骼形态结构和功能成分构建组织工程核心环节的生物材料就要有更高的要求。本课题组前期研究中,采用自固化磷酸钙（Calcium phosphate cement,CPC）模拟天然骨无机成分构建组织工程骨替代材料,其最大优势主要在于它具有足够的负载强度,能够作为一种支撑材料承受一定的压力,并且在形态学方面,CPC固化前可塑性较强,可以任意塑形填充不规则骨缺损;同时,CPC还具有骨引导活性,生物相容性与安全性俱佳,是一种可承载生物活性分子的理想无机载体。但其缺点也较为突出,在成骨方面,CPC尚缺乏骨诱导活性,不能自行成骨;生物活性方面,CPC在机体内的降解速度常无法与正常骨组织的新陈代谢同步。为了解决上述无机材料的相关问题,我们根据仿生医学研究技术,选择胶原构建不同组合模式的胶原-CPC复合材料,利用胶原的渗透性、亲水性,提高复合组织工程支架材料的孔隙率和孔隙直径,并参与构成细胞外基质,对其的生物力学等理化性能进行体外测试,对其生物学特性通过体内组织学研究进行探索,望能够明确胶原用于构建CPC为基础的骨再生复合材料支架的有效方式,复合材料在体内向成骨方向转化。目前用于基础研究使用的胶原材料多为异种动物来源,在材料处理方面存在保存生物活性与消除组织抗原性和病原性之间的矛盾,常导致成骨能力不稳定,是限制其临床应用特别是大型复杂骨缺损修复应用的主要原因。如何获取具有更好活性和安全性的同种人源性胶原或类胶原材料,成为我们研究的一个重要方向。在课题组前期研究基础上,我们提出以自组装类胶原多肽RAD16-I和生物活性因子神经递质多肽小分子P物质（Substance P,SP）来构建新型复合水凝胶支架材料,使用人脐带组织来源的间充质干细胞（Human umbilical cord mesenchymal stromal cells,hUCMSCs）作为种子细胞,构建类胶原-干细胞复合物,通过神经递质多肽P物质诱导成骨的生物活性,体外长时间立体诱导培养干细胞,观察RAD16-I/SP/hUCMSCs复合体的生物学特征、成骨分化表型、组织学结构等,初步探索体外人工构建人源性类胶原活性复合体替代动物源性I型胶原的可行性。第一部分:胶原改善自固化磷酸钙材料生物活性的可行方法目的:探索胶原作为有机成分改善磷酸钙材料成骨生物活性并构建人工支架材料的可行方法。方法:制备鼠尾I型胶原蛋白（COL-I）冻干海绵以及神经多肽递质P物质（SP）溶液,与自固化磷酸钙（CPC）粉末构建单纯CPC组（A组）作为对照组、CPC/SP组（B组）、CPC/COL-I组（C组）和CPC/SP/COL-I组（D组）作为实验组共4组不同模式的CPC及其复合材料,并通过XRD、SEM等检测方法对各组材料就固化时间、物相成分、超微结构、力学性能等方面进行体外检测分析;根据前期实验结果,选择CPC/SP/COL-I复合材料作为实验材料,单纯CPC作为对照材料,辅助种植体植入兔股骨骨缺损,8周后观察种植体骨结合情况。结果:C组、D组复合材料的初始固化时间与终末固化时间与A组、B组相比均有所延长,且初始固化时间A组、B组分别与C组、D组存在统计学差异（P<0.05）。CPC及其复合材料支架的XRD分析示,加入COL-I和SP未改变CPC的物相成分和主体结构,也未引入其他无机物成分。结合复合材料的扫描电镜观察,在引入COL-I材料混合前,CPC固化后颗粒之间的孔径较小,约为10-15μm,但在复合COL-I后由于材料的结构排列及结合方式改变,增大了材料的孔隙直径至70μm。通过对各组复合材料的压缩强度和弹性模量测定研究发现,在复合材料完全固化并充分干燥后,C组、D组的压缩强度较A组、B组略有降低,但各组之间压缩强度对比无统计学差异（P>0.05）。通过COL-I材料的复合,C组、D组复合材料的弹性模量分别较A组、B组有所降低,结果具有统计学差异（P<0.05）。动物实验硬组织标本切片染色结果示,单纯CPC组中种植体周围材料未完全降解,骨缺损区未见明显新骨生成;CPC复合材料组可见材料已完全降解,并被较为成熟的骨小梁替代,种植体形成骨结合愈合,骨缺损区消失。结论:复合胶原的CPC材料具有更为理想的微观孔隙形态和直径,并可以在一定程度上模拟松质骨的生物力学和形态结构特征,胶原和活性多肽SP的加入对CPC的物相构成、晶体结构未产生明显影响,可以有效改善CPC材料的生物活性与降解速率,在体内能够于较短的时间内诱导引导新骨再生,是一种构建活性成骨支架材料的可行方法。第二部分:采用自组装多肽复合hUCMSCs构建类骨胶原基质的研究目的:利用自组装多肽RAD16-I复合SP多肽并接种hUCMSCs进行体外立体培养,观察复合体向骨胶原转化的表现,探索体外构建人源性可注射类胶原活性基质的可行性。方法:采用酶消化法获取人脐带组织沃顿胶内的间充质干细胞并对细胞表面标识分子进行免疫荧光及流式细胞术鉴定;对hUCMSCs进行成骨向和成脂向分化诱导,使用茜素红和油红O染色观察细胞分化情况。将hUCMSCs分别进行平面培养（2D培养组）与立体培养（3D培养组）,加入完全培养基的平面培养组标记为Control组作为对照,加入含有1×10-8M SP完全培养基的平面培养组标记为SP组;利用自组装类胶原多肽RAD16-I构建一种类骨胶原基质环境进行三维立体培养组标记为RAD16-I组,加入含有1×10-8M SP完全培养基的立体培养组标记为RAD16-I/SP组;以上4组分别培养1-4w,对各组进行细胞增殖、细胞活力、成骨相关基因表达测定、组织学特征观察、可注射性等相关研究,以注射方式将自组装多肽-干细胞复合物与CPC混合,观察复合材料超微结构及hUCMSCs生长情况。结果:通过原代培养得到的人脐带间充质干细胞,细胞形态为长梭形,生长状态良好,经免疫荧光测定细胞纯度达90%以上,流式细胞仪检测鉴定干细胞表面抗原标记物CD29、CD44、CD73、CD90、CD105表达阳性,造血细胞标记物CD34、CD45、CD106表达阴性,鉴定为hUCMSCs。hUCMSCs成脂诱导培养4w后镜下观察实验组形成明显脂滴,对照组无明显脂滴形成;hUCMSCs成骨诱导培养4w后镜下观察实验组形成矿化结节,对照组无明显矿化结节形成。倒置显微镜40倍镜下观察类骨胶原基质内培养的hUCMSCs,立体培养组细胞接种后早期呈团装聚集,随后逐渐伸展,细胞逐渐增多,呈长梭形或不规则多边形。CCK-8法细胞增殖测定各组细胞在1d、2d、3d、5d、7d的OD值进行对比发现,空白对照组的细胞增殖率在各时间点最低,各组细胞均在3-5d呈对数增长,7d时其余三组细胞增殖情况优于空白对照组,且具有统计学差异（P<0.05）,三组组间未见统计学差异。活/死细胞荧光染色结果显示1-7d时各组细胞普遍呈现绿染,表明多数为活细胞,且细胞数量逐渐增多,细胞形态逐渐伸展,呈长梭形或者不规则多边形,仅极少量细胞红染,活细胞百分比始终处于较高的状态。实时定量PCR结果显示,hUCMSCs连续培养4w时,平面培养SP组与立体培养SP/RAD16-I组的成骨相关基因ALP、OCN、RUNX-2、COL-1表达均显着高于其余2组。培养4w后立体培养组及含SP的平面培养组茜素红染色有矿化表现。组织学观察立体培养组细胞呈团块状聚集,细胞周围具有类骨胶原基质环境,相较于平面培养组细胞体积面积更大。立体培养组中的细胞-类胶原基质复合体经注射后活细胞数量占90%以上;与CPC复合固化后,材料具有与实验一获得材料相似的微观孔隙形态结构,并且细胞可紧密黏附于复合材料中,生成状态良好。结论:采用I型胶原酶消化法可成功从人脐带组织获得hUCMSCs,经成骨诱导液及成脂诱导液进行细胞多向诱导分化培养证实hUCMSCs具有多向分化功能和潜力。hUCMSCs能够在由自组装类胶原多肽构建的类骨胶原基质立体培养系统内稳定地生长、增殖和迁移并较传统二维平面培养更加活跃和高效,成骨标志基因表达水平也较平面培养组更高。RAD16-I多肽作为立体培养/移植系统能与SP多肽组合,共同促进种子干细胞的生长、增殖及分化,共同构建保持活性状态的类胶原基质,并具有可注射性和自组装性,RAD16-I/SP/hUCMSCs组合可作为再生医学中应用于临床前期研究的类胶原组织工程材料。
祁迎秋[9]（2018）在《功能性多肽自组装纳米体系的构建及其在乳腺癌肿瘤模型中的应用研究》文中研究表明众所周知,乳腺癌是女性中最常见的侵袭性恶性肿瘤。临床上针对此类恶性肿瘤最主要的治疗策略是手术切除以及放化疗治疗。目前已经发展出了许多新型的疗法,如靶向治疗和自身免疫治疗等。然而,在临床实验中治疗效果相比传统疗法并没有太大提高。目前肿瘤治疗面临的最主要问题仍然是药物难以运输至肿瘤部位以及治疗后易复发的问题。一般临床上的给药方式多为口服或者静脉注射,都不可避免地需要经过体循环,不仅使到达肿瘤部位的药物不能保持有效的作用浓度,而且极容易产生全身的毒副作用;手术切除或者化疗后未根除的肿瘤细胞容易导致局部复发和远端转移,给病人造成了很大的身心伤害。近年来,迅速兴起的纳米技术为解决这一问题提供了新思路。纳米材料由于其被动靶向的特性广泛应用于药物的体内运输。多肽纳米材料作为其中的一种,具有生物相容性好、安全性高和可设计性强的优势。由于多肽序列中氨基酸残基具有不同的化学结构,利用其肽键间氢键的作用以及氨基酸残基间的各种非共价键的作用可以设计各种各样的组装体。多肽纳米组装体已经在生物医药领域展现出巨大的应用价值。本文从临床治疗肿瘤中药物运输难的问题出发,结合功能型多肽自组装纳米载体,经过合理的设计,构建三种功能型纳米药物以克服上述问题。根据课题组近年来的研究,应用于制备两亲性多肽的多肽序列主要包括治疗类多肽序列、穿膜功能的序列以及酶响应或者酸响应的序列,关于本身具有特异靶向性的多肽序列还没有进一步研究。因此,我们首先选用了一段可以特异性与肿瘤细胞膜上广谱表达的蛋白EGFR结合的多肽序列,利用十八烷酸作为疏水端,构建了第一类功能型多肽自组装纳米载体。该多肽本身可以自组装形成纳米颗粒,与乳腺癌细胞系中高表达EGFR的细胞结合后介导内吞,同时也可以载带疏水化疗药物形成功能化纳米药物,调控的同时释放化疗药物,达到协同杀伤肿瘤的目的。第二类策略是基于肿瘤切除后易复发和远端转移的问题,我们设计了一段短肽,根据其自身性质,可以在水相中自组装形成可注射的水凝胶,同样可以载带化疗药物,用于术后局部的防肿瘤复发研究。在构建的小鼠乳腺癌肿瘤复发模型中,药物从水凝胶中缓慢释放实现了良好的抗肿瘤复发和远端转移的效果。第三类策略是针对不能进行手术仅适用于化疗的类型,为了避免化疗后肿瘤的再生长和远端转移的问题,基于肿瘤转移的源头新生血管相关的靶点Tie2,我们首次对作用于Tie2的疏水性肿瘤治疗多肽进行了改造,构建了以治疗肽结合酶响应肽和微酸性响应片段为疏水端,以PEG化作为亲水端的双响应两亲性多肽。其在水相中可以自组装形成纳米颗粒。当进入到肿瘤微环境中时,其对微酸性条件下的响应,使得纳米颗粒变得疏松或解聚,进而暴露酶切片段进行酶切,释放出抗肿瘤治疗肽。通过对肿瘤相关的Tie2高表达巨噬细胞和内皮细胞中Tie2受体信号通路的干扰,抑制了化疗后肿瘤部位新生血管的形成,从而防止了化疗后的局部复发和远端转移。本文的研究为纳米药物抗肿瘤治疗策略提供了新思路。
黄洪超[10]（2017）在《可注射性脱钙骨基质的水凝胶制备及性能检测》文中进行了进一步梳理研究目的、方法目的:选取新鲜猪股骨的松质骨经过脱脂、脱钙、脱细胞,制成ECM材料,在一定条件下诱导生成脱钙、脱细胞水凝胶,检测并描述其理化结构特点,通过体外人脐带MSCs混合培养实验检测松质骨ECM水凝胶的组织相容性,为骨组织工程提供一种具有可注射性的ECM水凝胶植骨材料奠定实验基础。方法:我们获取猪龄为12-24个月的新鲜猪股骨,将新鲜猪股骨中的松质骨处理成大小5 mm×5 mm×5 mm颗粒骨,蒸馏水反复清洗颗粒骨,直到松质骨里面的血液清洗干净,晾干后,4℃条件下使用甲醇及氯仿按照1:1体积混合,使用磁力搅拌器搅拌脱脂,24小时换液一次,48h后,蒸馏水反复清洗颗粒骨,室温晾干,4℃条件下混合0.6mol/L盐酸（HCL）后使用磁力搅拌器搅拌脱钙,300ml0.6mol/L盐酸加入10g松质骨颗粒放在大烧杯中,调整搅拌器搅拌速度,形成小的漩涡即可,24小时换液一次,脱钙48h。颗粒骨用去离子水反复清洗,至溶液pH值呈中性,室温晾干。使用1%的TritonX-100混合颗粒骨后,4℃条件下磁力搅拌器搅拌脱细胞24小时,用去离子水反复清洗彻底后,室温晾干,颗粒骨与DNase I和RNase混合液震荡处理12小时,脱去细胞中的DNA,颗粒骨用去离子水清洗后放-20℃存放过夜。冷冻颗粒骨置于冻干机中冻干24小时,制成冻干ECM,灭菌后-20℃保存备用。1gECM加入0.01mol/L HCL10ml和100mg胃蛋白酶消化,4℃条件下用磁力搅拌器搅拌48h,直至固体颗粒完全消化。制备不同浓度配比的脱钙骨基质ECM水凝胶,水凝胶的终浓度分别为4mg/ml、6 mg/ml、8 mg/ml、10 mg/ml;pH酸度计检测液态水凝胶pH值,恒温箱内测定其37℃成胶时间;观察标本大体,扫描电镜检测水凝胶孔隙结构,细胞核染色和DNA定量评估脱细胞效果。脱细胞基质主要成分是胶原和粘多糖（GAG）及成骨活性因子,检测水凝胶的DNA、胶原、粘多糖含量,水凝胶标本做甲苯胺蓝染色、蕃红O染色、Ⅰ型胶原的免疫组织化学染色,4种不同浓度的标本成胶动力学检测和力学检测。ECM水凝胶冻干品利用钴60使用25 kGy的放射剂量灭菌后,将人脐带MSCs接种在水凝胶表面,通过CCK8细胞毒性检测和细胞死活实验来评估水凝胶的细胞相容性和可渗透性。通过ALP染色、茜素红染色、Van Gieson染色来验证水凝胶的骨诱导活性。最后利用经皮注射的鼠模型评估水凝胶的可注射性和组织相容性。结果:恒温箱中37℃约20-60min成胶,松质骨ECM水凝胶外观晶莹剔透,表面光滑湿润,富含水分,具有弹性,用金属剥离子轻压后可迅速回弹,水凝胶冻干品在体式显微镜下观察成孔性好,孔隙大小近似一致,分布一致,类似海绵,外观奶白色,有弹性。SEM结果显示富含孔隙,互相交通,孔隙大小300.1±38.12μm;ECM水凝胶吸水率为975±85%。HE染色显示无细胞核及细胞膜相关的残留。甲苯胺蓝染色显示胶原阳性、蕃红O染色显示GAG阳性、Ⅰ型胶原的免疫组织化学染色阳性。ECM水凝胶双链DNA含量1.3±0.3ng/mg干重,DNA含量低于50 ng/mg干重的脱细胞标准。胶原含量0.93±0.06μg/mg干重,水凝胶蛋白聚糖含量8.78±0.12μg/mg干重,10mg/ml水凝胶压应力强度300±21Pa。水凝胶成胶动力学呈S型。CCK8细胞毒性检测及细胞死活实验表明水凝胶对于细胞增殖无明显影响。与水凝胶混合培养的人脐带MSCs ALP染色、Van Gieson染色液、茜素红染色均阳性,提示人脐带MSCs向成骨细胞分化。老鼠皮下注射实验显示该预成胶溶液注入体内后30min在皮下注射部位形成水凝胶,分别观察7天和14天注射部位未发现炎性反应,2周后,水凝胶部分降解,未发现炎性细胞渗透和免疫反应。结论:本实验开发了一种具有可注射性的ECM水凝胶,保留了骨的传导性和骨的诱导性等生物活性,体内生理温度条件下原位成胶,适应各种形状骨缺损,本实验中的水凝胶免疫原性大大降低,具有较好的生物相容性,生物排斥反应降低,取材简单,方法简单,有效降低成本,作为具有可注射性的骨组织工程细胞支架,适用于填充各种骨缺损,从而实现骨修复,具有很广泛的应用前景。力学强度较低是其弱点,仍需要进一步研究。
二、可注射性胶原生物材料的安全性评价（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、可注射性胶原生物材料的安全性评价（论文提纲范文）
（2）PLGA载药微球缓释体系的研发及其在脊髓损伤修复中的应用（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 前言 |
| 1.1 脊髓损伤简介 |
| 1.2 脊髓损伤治疗 |
| 1.3 生物支架材料 |
| 1.3.1 水凝胶 |
| 1.3.2 纳米粒子 |
| 1.3.3 纳米纤维 |
| 1.4 载药微球体系 |
| 1.4.1 微球的特性 |
| 1.4.2 现有的微球制备方法 |
| 1.4.3 医学应用 |
| 1.5 选题目的、意义和创新点 |
| 第二章 电喷雾法制备壳聚糖/明胶载药微球及PLGA载药微球 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 原料与试剂 |
| 2.2.2 仪器与设备 |
| 2.2.3 壳聚糖/明胶复合微球及其载药微球的制备 |
| 2.2.4 壳聚糖/明胶共混液电导率及黏度的测定 |
| 2.2.5 PLGA微球及其载药微球的制备 |
| 2.2.6 形貌观察 |
| 2.2.7 微球药物包封率的测定 |
| 2.2.8 体外释放实验 |
| 2.2.9 圆二色光谱分析 |
| 2.2.10 体外细胞毒性实验 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 壳聚糖明胶共混液性质对微球形貌、粒径及其分布的影响 |
| 2.3.2 PLGA溶液浓度对微球形貌、粒径及其分布的影响 |
| 2.3.3 壳聚糖/明胶载药微球及PLGA载药微球药物释放分析 |
| 2.3.4 壳聚糖/明胶载药微球及PLGA载药微球的生物活性 |
| 2.4 小结 |
| 第三章 PLA/NGF-PLGA/CS复合膜的制备及性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 原料与试剂 |
| 3.2.2 仪器与设备 |
| 3.2.3 PLA纤维膜的制备 |
| 3.2.4 CS纤维膜的制备 |
| 3.2.5 PLA/NGF-PLGA/CS复合膜的制备 |
| 3.2.6 形貌观察 |
| 3.2.7 PLA/NGF-PLGA/CS复合膜的力学性能 |
| 3.2.8 复合膜载药量及体外释放实验 |
| 3.2.9 体外细胞毒性实验 |
| 3.2.10 细胞分化实验 |
| 3.2.11 大鼠Allen's脊髓损伤模型的建立 |
| 3.2.12 复合膜的给药 |
| 3.2.13 行为评估 |
| 3.2.14 组织切片处理 |
| 3.2.15 苏木精伊红(HE)染色 |
| 3.2.16 免疫组织化学和免疫荧光检测 |
| 3.2.17 统计分析 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 复合膜中各层的制备与优化 |
| 3.3.2 力学性能 |
| 3.3.3 体外释药研究及生物相容性研究 |
| 3.3.4 PLA/NGF-PLGA/CS复合膜体外诱导PC-12细胞分化 |
| 3.3.5 功能性运动恢复 |
| 3.3.6 免疫组织化学和免疫荧光研究 |
| 3.4 小结 |
| 第四章 负载NGF-PLGA微球温敏性水凝胶的制备及性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 原料与试剂 |
| 4.2.2 仪器与设备 |
| 4.2.3 P407/P188/SA复合凝胶的制备 |
| 4.2.4 NGF-PLGA/P407/P188/SA复合凝胶的制备 |
| 4.2.5 P407/P188/SA复合凝胶凝胶化时间及凝胶化温度的测定 |
| 4.2.6 复合凝胶的形貌观察 |
| 4.2.7 复合凝胶的流变学特性表征 |
| 4.2.8 体外释放实验 |
| 4.2.9 体外细胞毒性实验 |
| 4.2.10 细胞分化实验 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 P407/P188/SA复合凝胶的温敏性研究 |
| 4.3.2 P407/P188/SA复合凝胶的稳定性研究 |
| 4.3.4 NGF-PLGA/P407/P188/SA复合凝胶的形貌表征 |
| 4.3.5 体外释药研究及生物相容性研究 |
| 4.3.6 NGF-PLGA/P407/P188/SA复合凝胶体外诱导PC-12细胞分化 |
| 4.4 小结 |
| 第五章 结论与展望 |
| 5.1 结论 |
| 5.2 展望 |
| 参考文献 |
| 研究成果 |
| 致谢 |
（3）氧化石墨烯纳米片基温敏型聚合物水凝胶的合成及生物应用（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 水凝胶概述 |
| 1.2 聚合物水凝胶概述 |
| 1.3 .聚合物交联水凝胶及分类 |
| 1.3.1 化学交联聚合物水凝胶(CCPH) |
| 1.3.2 物理交联水凝胶(PCPH) |
| 1.3.3 杂化双网络聚合物水凝胶(HDNPH) |
| 1.4 聚合物水凝胶的界面作用 |
| 1.4.1 聚合物水凝胶的界面作用的原理 |
| 1.4.2 聚合物水凝胶与无机纳米材料间的界面作用的研究 |
| 1.4.3 聚合物水凝胶与无机二维片状材料的界面作用的研究 |
| 1.5 聚合物水凝胶的生物应用及研究趋势 |
| 1.5.1 生物聚合物水凝胶的设计要求 |
| 1.5.2 聚合物水凝胶在皮肤伤口修复中的研究及应用 |
| 1.5.3 聚合物水凝胶在肿瘤治疗中的研究及应用 |
| 1.6 研究目的及内容 |
| 1.7 技术路线图 |
| 第二章 具有热诱导成胶不可逆的载银石墨烯水凝胶用于促进感染伤口愈合 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验药品与实验设备 |
| 2.2.1 实验药品 |
| 2.2.2 实验设备 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 PEP-AG复合水凝胶的合成 |
| 2.3.2 PEP-AG复合水凝胶的理化性能表征与测试 |
| 2.3.3 PEP-AG复合水凝胶促进感染伤口愈合功能的测试 |
| 2.3.4 PEP-AG复合水凝胶的降解行为 |
| 2.4 结果与讨论 |
| 2.4.1 PEP-AG复合水凝胶的合成机理 |
| 2.4.2 水凝胶的电子扫描显微镜分析 |
| 2.4.3 水凝胶的能量散色谱仪分析 |
| 2.4.4 水凝胶的内部孔道大小分布分析 |
| 2.4.5 水凝胶的透射电子显微镜分析 |
| 2.4.6 水凝胶的X射线衍射分析 |
| 2.4.7 水凝胶的紫外可见吸收光谱数据分析 |
| 2.4.8 水凝胶的FTIR光谱 |
| 2.4.9 Ag@rGO的热重数据分析 |
| 2.4.10 水凝胶的核磁共振氢谱 |
| 2.4.11 水凝胶的流变数据分析 |
| 2.4.12 PEP水凝胶在不同温度下形态变化 |
| 2.4.13 不同 AG 含量的 PEP-AG 复合水凝胶在冷却环境下的形态变化 |
| 2.4.14 对照组水凝胶的流变数据分析 |
| 2.4.15 对照组水凝胶低温下可逆性展示 |
| 2.4.16 水凝胶在人体皮肤的应用及性能展示 |
| 2.4.17 PEP-AG具有热诱导成胶不可逆性质的机制概括示意图 |
| 2.4.18 PEP-AG复合水凝胶对伤口的封闭作用 |
| 2.4.19 PEP-AG混合溶液原位成胶对伤口的封闭作用 |
| 2.4.20 PEP-AG复合水凝胶的抑制细菌生长的作用 |
| 2.4.21 PEP-AG复合水凝胶促进大鼠MRSA感染伤口愈合 |
| 2.4.22 大鼠伤口愈合率统计与比较 |
| 2.4.23 组织病理切片观察 |
| 2.4.24 大鼠伤口处MRSA培养结果 |
| 2.4.25 PEP-AG复合水凝胶的血液相容性评价 |
| 2.4.26 PEP-AG复合水凝胶的细胞安全性评价 |
| 2.4.27 PEP-AG复合水凝胶的体内安全性评估 |
| 2.4.28 PEP-AG复合水凝胶的体外稳定性评估 |
| 2.4.29 PEP-AG复合水凝胶的体内稳定性评估 |
| 2.4.30 PEP-AG复合水凝胶的力学性能评估 |
| 2.5 本章小结 |
| 第三章 载铁石墨烯基磁热水凝胶用于防止肝癌的术后复发和术中止血 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验药品与设备 |
| 3.2.1 实验药品 |
| 3.2.2 实验设备 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 聚合物水凝胶NDP-FG的合成 |
| 3.3.2 NDP-FG复合水凝胶的理化性能表征与测试 |
| 3.3.3 防止小鼠肿瘤术后复发实验 |
| 3.3.4 NDP-FG复合水凝胶的止血效果评估 |
| 3.3.5 NDP-FG复合水凝胶在肝癌切除术中的协同治疗 |
| 3.3.6 NDP-FG复合水凝胶生物安全性评估 |
| 3.4 结果与讨论 |
| 3.4.1 NDP-FG复合水凝胶的合成机理及应用 |
| 3.4.2 NDP-FG复合水凝胶的理化表征 |
| 3.4.3 防止小鼠肿瘤术后复发实验 |
| 3.4.4 NDP-FG复合水凝胶的止血效果评估 |
| 3.4.5 NDP-FG在肝癌切除术中的协同治疗作用 |
| 3.4.6 NDP-FG复合水凝胶的生物安全性评估 |
| 3.5 本章小结 |
| 第四章 NDP-FG水凝胶用于经动脉栓塞(TAE)治疗肝癌 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 实验药品与设备 |
| 4.2.1 实验药品 |
| 4.2.2 实验设备 |
| 4.3 试验方法 |
| 4.3.1 NDP-FG水凝胶的合成 |
| 4.3.2 NDP-FG水凝胶的注射压力 |
| 4.3.3 NDP-FG水凝胶的可注射性及热诱导成胶测试 |
| 4.3.4 体外栓塞实验 |
| 4.3.5 兔子耳缘动脉栓塞实验 |
| 4.3.6 肿瘤供血动脉栓塞实验 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 NDP-FG的注射压力 |
| 4.4.2 NDP-FG在不同注射速度下的注射压力 |
| 4.4.3 NDP-FG的成胶速度展示 |
| 4.4.4 NDP-FG的体外栓塞效果评估 |
| 4.4.5 NDP-FG兔耳动脉栓塞效果评估 |
| 4.4.6 兔耳动脉栓塞区域组织病理学观察 |
| 4.4.7 NDP-FG对 VX2 肿瘤供血动脉栓塞效果评估 |
| 4.5 本章小结 |
| 第五章 结论与展望 |
| 5.1 全文结论 |
| 5.2 未来展望 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间的学术活动及成果情况 |
（4）新型镁基水滑石材料治疗股骨头坏死的初步探究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 前言 |
| 材料与方法 |
| 1、实验材料、试剂及来源 |
| 2、实验设备、耗材及来源 |
| 3、实验方法 |
| 3.1 LDHs单层纳米片的合成 |
| 3.2 药物负载 |
| 3.3 材料的载药量(LC)和包封率(EE)的测定 |
| 3.4 等温滴定量热法测量(ITC) |
| 3.5 材料的表征 |
| 3.6 浸提液的制备 |
| 3.7 体外生物相容性 |
| 3.8 MC3T3-E1细胞的体外成骨分化 |
| 3.9 茜素红S染色和ALP染色试验 |
| 3.10 免疫印迹分析(Western blot assay) |
| 3.11 异硫氰酸荧光素(FITC)标记的鬼笔环肽染色 |
| 3.12 兔股骨头坏死模型的建立 |
| 3.13 体内生物安全性 |
| 3.14 Micro-CT和免疫组化染色分析 |
| 实验结果 |
| 1. LDH的结构学特征 |
| 2. AL/LDHs结构学特征及药物负载结果 |
| 3. LDHs和AL/LDHs的生物安全性 |
| 4. LDHs和AL/LDHs的体外促成骨分化能力 |
| 5. LDHs和AL/LDHs的体内成骨性能 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 综述: 骨修复材料治疗股骨头坏死的研究进展 |
| 参考文献 |
| 附录 缩略词表 |
| 致谢 |
| 已发表论文 |
（5）微创MIS-TLIF术后硬膜外纤维化评价与一种防治型超分子水凝胶的实验研究（论文提纲范文）
| 缩略语表 |
| 英文摘要 |
| 中文摘要 |
| 论文正文微创MIS-TLIF术后硬膜外纤维化评价与一种防治型超分子水凝胶的实验研究 |
| 第一章 前言 |
| 第二章 锥形通道下MIS-TLIF手术的临床结果及术后硬膜外纤维化评价 |
| 2.1 方法 |
| 2.2 结果 |
| 2.3 讨论与总结 |
| 第三章 PXNT防纤维化粘连水凝胶的筛选和制备 |
| 3.1 广谱活性氧清除纳米粒(TPCD NP)的制备与表征 |
| 3.2 不同剂量TPCD NP对大鼠腰椎板切除区生物学功能的影响 |
| 3.3 不同含量鞣酸对凝胶组织粘附力效能的影响 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 PXNT防纤维化粘连水凝胶的表征 |
| 4.1 PXNT防纤维化粘连水凝胶的转相能力、形态学观察及红外光谱测试. |
| 4.2 PXNT防纤维化粘连水凝胶的流变学功能测定 |
| 4.3 PXNT防纤维化粘连水凝胶的体内降解和体外水解能力测定 |
| 4.4 PXNT/PXN防纤维化粘连水凝胶的TPCD纳米粒释放能力测定 |
| 4.5 本章小结 |
| 第五章 PXNT防纤维化粘连水凝胶在动物腰椎板切除模型中的疗效评价 |
| 5.1 PXNT水凝胶防治大鼠椎板切除术后硬膜外纤维化粘连实验 |
| 5.2 PXNT防纤维化粘连水凝胶与一种商品化防粘连产品的疗效比较 |
| 5.3 PXNT水凝胶防治家兔椎板切除术后硬膜外纤维化粘连实验 |
| 5.4 本章小结 |
| 第六章 PXNT水凝胶防治椎板切除后硬膜外纤维化粘连的机制研究 |
| 6.1 材料与方法 |
| 6.2 结果与讨论 |
| 第七章 PXNT防纤维化粘连水凝胶的体内外安全性评价 |
| 7.1 PXNT水凝胶细胞毒性和体内安全性评价 |
| 7.2 PXNT防纤维化粘连水凝胶神经功能安全性评价 |
| 7.3 本章小结 |
| 全文总结 |
| 参考文献 |
| 文献综述生物材料预防腰椎板切除术后硬膜外纤维化粘连的研究进展 |
| 参考文献 |
| 在读博士期间科研成果 |
| 致谢 |
（6）天然多糖基多功能可注射水凝胶的制备及其组织工程应用研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 组织工程概述 |
| 1.1.1 组织工程的原理 |
| 1.1.2 软骨组织工程的发展 |
| 1.2 水凝胶的制备及功能性研究 |
| 1.2.1 水凝胶概述 |
| 1.2.2 水凝胶的原料分类方法 |
| 1.2.3 水凝胶的交联方法 |
| 1.2.4 水凝胶的机械性能提升方法 |
| 1.2.5 环境响应水凝胶 |
| 1.2.6 智能荧光水凝胶 |
| 1.3 自修复水凝胶 |
| 1.3.1 自修复水凝胶概述 |
| 1.3.2 基于化学自修复机理的水凝胶材料 |
| 1.3.3 基于物理自修复机理的水凝胶材料 |
| 1.4 可注射自修复水凝胶在生物应用中的发展 |
| 1.5 本课题的研究目的与意义 |
| 第二章 基于天然多糖衍生物的环境响应型可注射水凝胶 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验原料与设备 |
| 2.2.1 主要实验试剂 |
| 2.2.2 实验仪器及设备 |
| 2.3 材料制备方法与表征手段 |
| 2.3.1 氧化海藻酸钠的制备与表征 |
| 2.3.2 3,3’-二硫代双(丙酰肼)(DTP)的制备与表征 |
| 2.3.3 CEC-OSA-DTP水凝胶的制备 |
| 2.3.4 CEC-OSA-DTP水凝胶的表征与性能测试 |
| 2.4 水凝胶材料的生物相容性测试 |
| 2.4.1 水凝胶材料的细胞毒性判定 |
| 2.4.2 水凝胶材料的细胞增殖检测 |
| 2.5 实验结果与讨论 |
| 2.5.1 氧化海藻酸钠的结构分析 |
| 2.5.2 3,3’-二硫代双(丙酰肼)(DTP)的结构分析 |
| 2.5.3 CEC-OSA-DTP水凝胶的交联原理 |
| 2.5.4 CEC-OSA-DTP水凝胶的力学性能 |
| 2.5.5 CEC-OSA-DTP水凝胶的微观形貌分析 |
| 2.5.6 CEC-OSA-DTP水凝胶的溶胀率分析 |
| 2.5.7 CEC-OSA-DTP水凝胶的环境响应能力 |
| 2.5.8 CEC-OSA-DTP水凝胶的自修复能力 |
| 2.5.9 水凝胶材料的细胞相容性分析 |
| 2.6 本章小结 |
| 第三章 基于天然多糖的医用可探测荧光水凝胶 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验原料与设备 |
| 3.2.1 实验试剂 |
| 3.2.2 实验仪器及设备 |
| 3.3 材料制备方法与表征手段 |
| 3.3.1 荧光碳量子点的制备 |
| 3.3.2 荧光碳量子点的表征与测试 |
| 3.3.3 荧光水凝胶的制备 |
| 3.3.4 荧光水凝胶的表征与测试 |
| 3.4 实验结果与讨论 |
| 3.4.1 荧光碳量子点的形貌分析 |
| 3.4.2 荧光碳量子点的化学结构分析 |
| 3.4.3 荧光碳量子点的光学性质分析 |
| 3.4.4 荧光水凝胶的光学特性分析 |
| 3.4.5 荧光水凝胶的机械强度分析 |
| 3.4.6 荧光水凝胶的微观形貌分析 |
| 3.4.7 荧光水凝胶的自修复能力 |
| 3.5 本章小结 |
| 第四章 结论与展望 |
| 4.1 主要工作总结 |
| 4.2 后续工作与展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读学位期间的学术成果 |
（7）壳聚糖基多功能术后防粘连敷料的制备及其性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 课题背景及研究的目的和意义 |
| 1.2 术后防粘连过程的研究进展 |
| 1.2.1 术后粘连机制 |
| 1.2.2 术后防粘连的预防措施 |
| 1.3 常用天然高分子术后防粘连敷料研究应用概况 |
| 1.3.1 壳聚糖 |
| 1.3.2 氧化再生纤维素 |
| 1.3.3 葡聚糖 |
| 1.4 本文的主要研究内容 |
| 第2章 实验材料及实验方法 |
| 2.1 实验原料和仪器 |
| 2.1.1 主要实验材料 |
| 2.1.2 实验仪器 |
| 2.2 术后防粘连材料的制备 |
| 2.2.1 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的制备 |
| 2.2.2 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的制备 |
| 2.2.3 可注射原位交联N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的制备 |
| 2.3 术后防粘连材料的分析测试方法 |
| 2.3.1 术后防粘连材料的理化性能测试 |
| 2.3.2 术后防粘连材料的生物安全性评价 |
| 2.3.3 术后防粘连材料的生物有效性评价 |
| 2.3.4 术后防粘连材料的防粘连性能评价 |
| 2.4 统计学分析 |
| 第3章 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布制备及性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的制备 |
| 3.2.1 N,O-CS取代度的测试 |
| 3.2.2 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的制备 |
| 3.3 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的理化性能表征 |
| 3.3.1 N,O-CS含量与N,O-CS/ORC反应时间的关系 |
| 3.3.2 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的羧基含量分析 |
| 3.3.3 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的元素分析 |
| 3.3.4 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的FT-IR表征 |
| 3.3.5 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的XRD分析 |
| 3.3.6 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的热稳定性分析 |
| 3.3.7 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的XPS分析 |
| 3.3.8 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的SEM分析 |
| 3.3.9 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的表面水溶性分析 |
| 3.4 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的生物安全性评价 |
| 3.4.1 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的细胞毒性测试 |
| 3.4.2 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的体外溶血分析 |
| 3.5 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的生物有效性评价 |
| 3.5.1 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的止血效果评价 |
| 3.5.2 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的止血机理探究 |
| 3.5.3 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的抗菌性能研究 |
| 3.5.4 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的生物可降解性能评价 |
| 3.6 N,O-CS/ORC术后防粘连纱布的防粘连性能评价 |
| 3.7 本章小结 |
| 第4章 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的制备及性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的制备 |
| 4.2.1 CN的理化性能表征 |
| 4.2.2 TOCN的制备与表征 |
| 4.2.3 N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的制备 |
| 4.3 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的制备 |
| 4.3.1 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的SEM分析 |
| 4.3.2 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的拉伸强力和孔隙率分析 |
| 4.3.3 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的FT-IR分析 |
| 4.4 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的生物安全性评价 |
| 4.4.1 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的细胞毒性测试 |
| 4.4.2 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的体外溶血分析 |
| 4.5 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的生物有效性评价 |
| 4.5.1 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的止血效果评价 |
| 4.5.2 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的止血机理探究 |
| 4.5.3 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的抗菌性能分析 |
| 4.5.4 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的体内降解分析 |
| 4.6 EPL/N,O-CS/TOCN术后防粘连海绵的防粘连性能评价 |
| 4.7 本章小结 |
| 第5章 可注射原位交联N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的制备及性能研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 可注射原位交联N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶制备及理化性能分析 |
| 5.2.1 ODA的制备 |
| 5.2.2 ODA的FT-IR和~1H NMR分析 |
| 5.2.3 ODA的醛基含量分析 |
| 5.2.4 N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的制备 |
| 5.2.5 N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的凝胶时间探究 |
| 5.2.6 N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的SEM分析 |
| 5.2.7 N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的FT-IR分析 |
| 5.3 可注射原位交联N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的自愈合行为分析 |
| 5.4 可注射原位交联N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的生物安全性评价 |
| 5.4.1 N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的细胞毒性测试 |
| 5.4.2 N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的体外溶血分析 |
| 5.5 可注射原位交联N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的生物有效性评价 |
| 5.5.1 N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的止血效果评价 |
| 5.5.2 N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的抗菌性能分析 |
| 5.5.3 N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的体内降解分析 |
| 5.5.4 N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的创伤修复性能评价 |
| 5.6 N,O-CS/ODA术后防粘连水凝胶的防粘连性能评价 |
| 5.7 本章小结 |
| 结论 |
| 创新点 |
| 展望 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间发表的论文及其它成果 |
| 致谢 |
| 个人简历 |
（8）胶原与类胶原基质用于构建成骨材料的初步研究（论文提纲范文）
| 缩略语表 |
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 前言 |
| 文献回顾 |
| (一)胶原与自组装类胶原多肽的研究进展 |
| (二)间充质干细胞与立体培养 |
| 第一部分 :胶原改善自固化磷酸钙材料生物活性的可行方法 |
| 1 材料 |
| 2 方法 |
| 3 结果 |
| 4 讨论 |
| 第二部分 :采用自组装多肽复合hUCMSCs构建类骨胶原基质的研究 |
| 1 材料 |
| 2 方法 |
| 3 结果 |
| 4 讨论 |
| 小结 |
| 参考文献 |
| 个人简历和研究成果 |
| 致谢 |
（9）功能性多肽自组装纳米体系的构建及其在乳腺癌肿瘤模型中的应用研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 引言 |
| 1.1 乳腺癌及其治疗策略 |
| 1.1.1 乳腺癌 |
| 1.1.2 乳腺癌治疗 |
| 1.1.3 目前面临的问题 |
| 1.2 功能型多肽自组装纳米载体的设计和构建 |
| 1.2.1 多肽及其自组装概述 |
| 1.2.2 功能型多肽自组装纳米载体的设计及构建 |
| 1.3 功能型多肽自组装纳米载体在肿瘤治疗中的应用 |
| 1.3.1 功能型多肽自组装纳米载体(多肽自组装水凝胶)在肿瘤治疗中的应用 |
| 1.3.2 功能型多肽自组装载体(多肽自组装纳米颗粒)在肿瘤治疗中的应用 |
| 1.4 本文的主要研究内容和意义 |
| 1.4.1 本文主要研究内容 |
| 1.4.2 本文研究意义 |
| 第2章 膜蛋白受体(EGFR)靶向型多肽纳米载体的构建及其对原位乳腺癌肿瘤模型的治疗 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 EGFR靶向型两亲性多肽的设计及性质测试 |
| 2.2.1 实验材料和仪器 |
| 2.2.2 实验方法 |
| 2.2.3 实验结果 |
| 2.3 GE11-NPs与HW12-NPs组装性质及稳定性的检测 |
| 2.3.1 实验材料与仪器 |
| 2.3.2 实验方法 |
| 2.3.3 实验结果 |
| 2.4 GE11-NPs纳米载体体外载药率和释药性质 |
| 2.4.1 实验材料和仪器 |
| 2.4.2 实验方法 |
| 2.4.3 实验结果 |
| 2.5 GE11NPS纳米载体的细胞水平靶向性验证 |
| 2.5.1 实验材料和仪器 |
| 2.5.2 实验方法 |
| 2.5.3 实验结果 |
| 2.6 GE11-NPs纳米体系的细胞毒性 |
| 2.6.1 实验材料和仪器 |
| 2.6.2 实验方法 |
| 2.6.3 实验结果 |
| 2.7 GE11-D-NPs的体内分布及药代动力学 |
| 2.7.1 实验材料和仪器 |
| 2.7.2 实验方法 |
| 2.7.3 实验结果 |
| 2.8 功能型纳米药物(GE11-D-NPs)体系的治疗效果研究 |
| 2.8.1 实验材料和仪器 |
| 2.8.2 实验方法 |
| 2.8.3 实验结果 |
| 2.9 功能型纳米药物体内安全性评价 |
| 2.9.1 实验材料和仪器 |
| 2.9.2 实验方法 |
| 2.9.3 实验结果 |
| 2.10 本章小结 |
| 第3章 短肽自组装水凝胶纳米载体的构建及其对原位乳腺癌肿瘤模型的治疗与防复发研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 多肽自组装水凝胶纳米载体的设计,制备及性能测试 |
| 3.2.1 实验材料和仪器 |
| 3.2.2 实验方法 |
| 3.2.3 实验结果 |
| 3.3 多肽自组装水凝胶纳米载体的性能表征 |
| 3.3.1 实验材料与仪器 |
| 3.3.2 实验方法 |
| 3.3.3 实验结果 |
| 3.4 多肽自组装水凝胶纳米载体的体外稳定性及药物释放 |
| 3.4.1 实验材料和仪器 |
| 3.4.2 实验方法 |
| 3.4.3 实验结果 |
| 3.5 多肽自组装水凝胶纳米体系的抗肿瘤细胞增殖能力 |
| 3.5.1 实验材料和仪器 |
| 3.5.2 实验方法 |
| 3.5.3 实验结果 |
| 3.6 阿霉素多肽自组装水凝胶纳米体系的体内药代动力学研究 |
| 3.6.1 实验材料和仪器 |
| 3.6.2 实验方法 |
| 3.6.3 实验结果 |
| 3.7 阿霉素多肽自组装水凝胶纳米体系的体内抗肿瘤疗效 |
| 3.7.1 实验材料和仪器 |
| 3.7.2 实验方法 |
| 3.7.3 实验结果 |
| 3.8 阿霉素多肽自组装水凝胶纳米体系的体内防复发疗效 |
| 3.8.1 实验材料和仪器 |
| 3.8.2 实验方法 |
| 3.8.3 实验结果 |
| 3.9 生物相容性和安全性评价 |
| 3.9.1 实验材料和仪器 |
| 3.9.2 实验方法 |
| 3.9.3 实验结果 |
| 3.10 本章小结 |
| 第4章 治疗型多肽纳米体系的构建及其抑制肿瘤血管新生防止复发的研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 治疗型多肽自组装纳米颗粒(P-T4)的设计及性质测试 |
| 4.2.1 实验材料和仪器 |
| 4.2.2 实验方法 |
| 4.2.3 实验结果 |
| 4.3 治疗型多肽自组装纳米颗粒(P-T4)的组装性质及稳定性的检测 |
| 4.3.1 实验材料与仪器 |
| 4.3.2 实验方法 |
| 4.3.3 实验结果 |
| 4.4 治疗型多肽自组装纳米颗粒(P-T4)的体外响应性测定(pH响应性和酶切效应) |
| 4.4.1 实验材料和仪器 |
| 4.4.2 实验方法 |
| 4.4.3 实验结果 |
| 4.5 不同细胞系中Tie2蛋白的表达水平验证 |
| 4.5.1 实验材料和仪器 |
| 4.5.2 实验方法 |
| 4.5.3 实验结果 |
| 4.6 治疗型多肽自组装纳米颗粒(P-T4)对Tie2相关巨噬细胞的细胞毒性 |
| 4.6.1 实验材料和仪器 |
| 4.6.2 实验方法 |
| 4.6.3 实验结果 |
| 4.7 治疗型多肽自组装纳米颗粒(P-T4)对Tie2相关巨噬细胞的调控机制研究 |
| 4.7.1 实验材料和仪器 |
| 4.7.2 实验方法 |
| 4.7.3 实验结果 |
| 4.8 治疗型多肽自组装纳米颗粒(P-T4)对内皮细胞的行为调控及其机制研究 |
| 4.8.1 实验材料和仪器 |
| 4.8.2 实验方法 |
| 4.8.3 实验结果 |
| 4.9 治疗型多肽自组装纳米颗粒(P-T4)在乳腺癌小鼠模型中的疗效研究 |
| 4.9.1 实验材料和仪器 |
| 4.9.2 实验方法 |
| 4.9.3 实验结果 |
| 4.10 本章小结 |
| 第5章 结论与展望 |
| 5.1 全文总结 |
| 5.2 课题创新点 |
| 5.3 不足与展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读博士期间发表论文 |
| 作者从事科学研究和学习经历的简历 |
（10）可注射性脱钙骨基质的水凝胶制备及性能检测（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 缩略语/符号说明 |
| 前言 |
| 研究现状、成果 |
| 研究目的、方法 |
| 一、可注射性脱钙ECM骨基质的水凝胶的制备和检测 |
| 1.1 对象和方法 |
| 1.1.1 实验材料及试剂 |
| 1.1.2 实验试剂配制 |
| 1.1.3 实验仪器 |
| 1.1.4 实验方法 |
| 1.2 结果 |
| 1.2.1 外观观察 |
| 1.2.2 ECM水凝胶及冻干形态外观 |
| 1.2.3 ECM水凝胶的扫描电镜评估及吸水率 |
| 1.2.4 体式显微镜下观察 |
| 1.2.5 未脱钙的松质骨石蜡组织学检测 |
| 1.2.6 ECM水凝胶组织学检测及DNA含量评估 |
| 1.2.7 压应力力学评估 |
| 1.2.8 蛋白聚糖、总胶原定性及Ⅰ型胶原免疫组化评估 |
| 1.2.9 胶原定量评估 |
| 1.2.10 GAG定量评估 |
| 1.2.11 凝胶浊度测试 |
| 1.3 讨论 |
| 1.4 小结 |
| 二、可注射性可注射性脱钙脱细胞ECM水凝胶组织相容性检测 |
| 2.1 对象和方法 |
| 2.1.1 实验材料、试剂及设备 |
| 2.1.2 实验试剂配制 |
| 2.1.3 实验方法 |
| 2.1.4 统计学分析 |
| 2.2 结果 |
| 2.2.1 人脐带MSCs的形态学观察 |
| 2.2.2 松质骨脱钙脱细胞ECM水凝胶生物相容性分析 |
| 2.2.3 细胞活性染色 |
| 2.2.4 松质骨ECM水凝胶组人脐带MSCs诱导成骨 |
| 2.2.5 老鼠体内皮下注射检测水凝胶相容性 |
| 2.3 讨论 |
| 2.4 小结 |
| 全文结论 |
| 论文创新点 |
| 参考文献 |
| 发表论文和参加科研情况说明 |
| 综述 骨移植替代材料的进展和应用 |
| 综述参考文献 |
| 致谢 |
四、可注射性胶原生物材料的安全性评价（论文参考文献）
- [1]缓释抗菌微球复合型组织工程材料水凝胶的制备及性能评价[J]. 乐国平,席立成. 中国组织工程研究, 2022(21)
- [2]PLGA载药微球缓释体系的研发及其在脊髓损伤修复中的应用[D]. 许月. 扬州大学, 2021(08)
- [3]氧化石墨烯纳米片基温敏型聚合物水凝胶的合成及生物应用[D]. 闫旭. 合肥工业大学, 2020(01)
- [4]新型镁基水滑石材料治疗股骨头坏死的初步探究[D]. 张林杰. 北京协和医学院, 2020(05)
- [5]微创MIS-TLIF术后硬膜外纤维化评价与一种防治型超分子水凝胶的实验研究[D]. 王言. 中国人民解放军陆军军医大学, 2020(01)
- [6]天然多糖基多功能可注射水凝胶的制备及其组织工程应用研究[D]. 张润婧. 上海交通大学, 2020(09)
- [7]壳聚糖基多功能术后防粘连敷料的制备及其性能研究[D]. 程凤. 哈尔滨工业大学, 2020
- [8]胶原与类胶原基质用于构建成骨材料的初步研究[D]. 李元. 中国人民解放军空军军医大学, 2019(06)
- [9]功能性多肽自组装纳米体系的构建及其在乳腺癌肿瘤模型中的应用研究[D]. 祁迎秋. 东北大学, 2018(01)
- [10]可注射性脱钙骨基质的水凝胶制备及性能检测[D]. 黄洪超. 天津医科大学, 2017(01)