一、组织工程心脏瓣膜构建中内皮细胞增殖的影响因素（论文文献综述）
刘昌俊[1]（2021）在《基于甲基丙烯酰化明胶水凝胶/脱细胞瓣膜复合支架的构建及其性能研究》文中认为心脏瓣膜疾病是一种世界性的临床疾病,会导致高发病率和高死亡率。组织工程心脏瓣膜作为一种新兴的技术用于治疗心脏瓣膜疾病,受到了广泛的青睐。其中,脱细胞心脏瓣膜支架由于能保留天然心脏瓣膜的结构与性能,具有生物相容性与生物可降解性,经常被用于制备组织工程心脏瓣膜。但是,对异种心脏瓣膜进行脱细胞处理之后,可能会导致自体细胞与其表面之间的结合力和自体细胞在其表面的黏附率都较差,会严重影响组织工程心脏瓣膜的构建及植入体内后的效果。针对这一问题,本文引入用于包覆细胞的水凝胶,同时对脱细胞心脏瓣膜表面进行针刺处理,进一步构建出性能优异的甲基丙烯酸酰化明胶（GelMA）/水凝胶针刺脱细胞瓣膜复合支架,并探究了水凝胶的浓度对GelMA水凝胶/针刺脱细胞瓣膜复合支架性能的影响。本文进行了如下三步研究:（1）浓度是影响水凝胶交联程度,结构与性能的重要因素之一。因此,为了更好的引入水凝胶体系,第一步就要探究水凝胶浓度对GelMA水凝胶结构与性能的影响。本文制备了三种浓度的GelMA水凝胶,并通过测试其微观形貌、孔径分布、流变学、溶胀性能、机械性能、表面粘力与降解速率,来研究浓度对水凝胶结构与性能的影响。结果表明:GelMA水凝胶的浓度越高,GelMA水凝胶内部的孔隙结构越紧密,平均孔径越小,同时表现出更强的力学性能和较小的表面粘性。但是,高浓度的GelMA水凝胶会表现出较差的溶胀性能。另外,浓度对于GelMA水凝胶的降解性能,没有明显影响,在各组浓度下的GelMA水凝胶均表现出缓慢的体外降解速率。同时,通过表征HUVEC在水凝胶表面的黏附、增殖、活性和形貌,探究浓度对GelMA水凝胶生物相容性的影响。结果表明:在各组浓度的GelMA水凝胶表面,HUVEC都表现出较高的细胞活性。同时,GelMA水凝胶的浓度越高,HUVEC在其表面的黏附和增殖能力越好。但是,相比于对照组,HUVEC在各组浓度的GelMA水凝胶表面都难以铺展,呈圆形形貌团聚分布在水凝胶表面。（2）引入水凝胶体系用于HUVEC的三维培养,以更好保持细胞的活性,促进细胞的生长,从而达到增强HUVEC在脱细胞瓣膜表面黏附的目的。因此,本文第二步探究水凝胶浓度对包覆在GelMA水凝胶中的HUVEC行为的影响。本文分别使用三种浓度的GelMA水凝胶包覆HUVEC,测试HUVEC在不同浓度GelMA水凝胶中的分布、增殖、活性与形貌。结果表明:对于包覆在不同浓度的GelMA水凝胶中的HUVEC,均在GelMA水凝胶内部呈三维立体方式均匀分布,并保持着良好的细胞活性。同时,GelMA水凝胶的浓度越高,细胞表现出更快的增殖速率。但是由于GelMA水凝胶内部紧密的交联网络结构,细胞在短时间内难以扩散,呈圆形形貌团聚分布在水凝胶内部。同时,GelMA水凝胶的浓度越高,细胞被束缚的时间越久。（3）为了增强细胞与脱细胞瓣膜支架之间的结合力,本文提出诱导细胞向脱细胞瓣膜内部迁移的方法,促使细胞在脱细胞瓣膜上呈“工字型”分布,从而达到使细胞固定在脱细胞瓣膜上的目的。为了到达这一目的,本文在第三步中,首先对脱细胞瓣膜表面进行针刺处理,然后与包覆HUVEC的GelMA水凝胶复合,构建出GelMA水凝胶/针刺脱细胞瓣膜复合支架,并探究水凝胶浓度对GelMA水凝胶/针刺脱细胞瓣膜复合支架性能的影响。结果表明:经过针刺处理的脱细胞瓣膜表面形成较大的孔洞,并且可以与包覆HUVEC的GelMA水凝胶较好的复合在一起。同时,HUVEC在各组浓度GelMA水凝胶/针刺脱细胞瓣膜复合支架上都表现出良好的细胞活性。但是,只有在5wt%GelMA水凝胶/针刺脱细胞瓣膜复合支架上,在两周的时间内,凝胶层里的细胞大量的黏附在瓣膜表面,而在7.5 wt%和10 wt%GelMA水凝胶/针刺处理的脱细胞心脏瓣膜复合支架上,瓣膜表面基本观察不到细胞。然而,对于5 wt%GelMA水凝胶/针刺处理的脱细胞心脏瓣膜复合支架,依然存在一些缺陷,在两周的时间内,虽然有大量的细胞黏附在瓣膜表面,但是瓣膜表面的细胞没有沿着表面的孔洞往瓣膜内部迁移。因此,在两周的时间内,不能达到诱导细胞向脱细胞瓣膜内部迁移的目的,可能需要培养更长的时间,才能使GelMA水凝胶中的细胞与针刺脱细胞瓣膜结合在一起,并沿着孔洞向心脏瓣膜内部生长。
余文朋[2]（2021）在《基于介孔二氧化硅负载siRNA修饰去细胞猪主动脉瓣膜支架构建组织工程抗钙化心脏瓣膜研究》文中研究说明研究目的:心脏瓣膜病是心脏大血管外科中非常常见的心脏疾病,瓣膜置换术是目前临床上主要且有效能改变结局的治疗手段。然而术后产生的钙化,栓塞导致瓣膜衰坏一直是医务人员需要攻克的难题。我们通过构建去细胞猪主动脉瓣组织工程心脏瓣膜,利用其良好的组织相容性、自我修复性和终生耐久性来探寻一种理想的瓣膜替代物。从而改善心脏瓣膜病患者术后出现病理性钙化和血小板血栓形成这两个主要的严重并发症,降低患者需要再次手术的风险,减轻患者的经济和心理的双重负担。研究方法:1、消化法提取大鼠瓣膜间质细胞,镜下观察瓣膜间质细胞,利用α-SAM和Vimentin染色对细胞进一步鉴定。2、构建体外瓣膜间质细胞钙化模型,通过检测瓣膜间质细胞的转录,翻译,茜素红染色和碱性磷酸酶染色来评估模型,并筛选出转染效率最高的siRNA-RunX2。3、利用纳米粒自组装技术进一步的修饰负载,最终制备得到了纳米递送系统MSN@VEGF-PEI-siRNA。并通过检测纳米载药系统的表征,负载量,药物释放,细胞毒性。4、采用纳米递送系统MSN@VEGF-PEI-siRNA对瓣膜间质细胞进行转染,通过茜素红染色、ALP染色、Western blot、PCR等评估纳米递送系统MSN@VEGF-PEI-siRNA的抗钙化效应。5、加入纳米递送系统MSN@VEGF-PEI-siRNA与大鼠内皮细胞共培养,通过评估内皮细胞的增殖,黏附,成管,迁移来评估纳米递送系统体外加速内皮化的能力。6、将MSN@VEGF-PEI-siRNA负载在肝素化的去细胞猪主动脉瓣上,制备得到新型复合瓣膜支架,并扫描电镜进行表征以及评估生物学性能。研究结果:1、显微镜下观察瓣膜间质细胞大部分为不规则形,免疫荧光染色显示α-SAM及Vimentin抗体阳性。2、PCR、Western blot、茜素红染色、ALP染色以及相关钙化基因的表达显示体外瓣膜间质细胞钙化模型建立顺利,并利用siRNA沉默基因RunX2,PCR、Western blot、染色结果显示抗钙化性能较好。3、通过扫描电镜及透射电镜表征了MSN、MSN@VEGF-PEI、及MSN@VEGF-PEI-siRNA。显示三者纳米粒径约在49nm左右,在适宜的浓度（0.75mg/m L）不显示细胞毒性,且药物的负载量分别为82.37%（VEGF）和78.81%（siRNA）,分散性好。4、茜素红染色、ALP染色、PCR、Western blot结果显示出了MSN@VEGF-PEI-siRNA很好的转染效率。5、MSN@VEGF-PEI-siRNA纳米载体不管是在大鼠内皮细胞的增殖,黏附,成管,迁移四个方面较MSN和MSN-PEI-siRNA都显示出了更好的效果。6、扫描电镜显示新型功能化瓣膜支架DPAV-MSN@VEGF-PEI-siRNA构建顺利,初步显示了抗钙化效应及加速内皮化的效应。研究结论:基于介孔二氧化硅纳米粒负载siRNA-RunX2和VEGF修饰去细胞猪主动脉瓣的新型复合瓣膜支架显示了很理想的抗钙化和加速内皮化能力,有望成为一种新型的瓣膜替代物应用于临床。
樊卿[3]（2019）在《过表达Gab1蛋白促进HGF介导的内皮祖细胞增殖与迁移的研究》文中认为目的:生长因子受体结合蛋白2结合蛋白1（Gab1）是一种接头蛋白,在多种酪氨酸激酶受体介导的细胞生长和迁移中起关键调控作用。本研究旨在探讨在肝细胞生长因子（HGF）刺激下,过表达Gab1蛋白对内皮祖细胞增殖与迁移的影响及其分子机制,为组织工程瓣膜快速再内皮化提供新的思路和理论支持。方法:用密度梯度离心和诱导分化分离培养方法从人脐血中提取内皮祖细胞,经过鉴定后,将其分为四组:正常对照组、HGF刺激组、过表达Gab1组、过表达Gab1+HGF刺激组。正常对照组中内皮祖细胞正常培养;HGF刺激组中内皮祖细胞正常培养后给予HGF刺激处理;过表达Gab1组中内皮祖细胞用包含Gab1基因的腺病毒进行转染处理,增加细胞内Gab1蛋白的表达,余处理同正常对照组;过表达Gab1+HGF刺激组中内皮祖细胞经腺病毒处理后给予HGF刺激。采用胸腺嘧啶类似物Edu法、细胞计数试剂盒-8（CCK-8）、细胞划痕实验等多种方法比较不同组内Gab1表达情况及内皮祖细胞增殖和迁移能力。此外,采用Western blot法和PCR技术检测Gab1、SHP2及ERK1/2的磷酸化水平。结果:与正常对照组相比,过表达Gab1组中内皮祖细胞的增殖和迁移能力增强;HGF刺激组的内皮祖细胞中Gab1、SHP2及ERK1/2的磷酸化水平及细胞的增殖和迁移能力均高于其对照组和过表达Gab1组;过表达Gab1+HGF刺激组的内皮祖细胞较其他组相比,Gab1蛋白表达量最高,Gab1、SHP2及ERK1/2的磷酸化水平最高,增殖和迁移能力最强。结论:过表达Gab1可以促进内皮祖细胞增殖和迁移,这一效应在HGF的刺激下被放大,过表达Gab1可以促进HGF介导的内皮祖细胞增殖与迁移。HGF刺激可以促进内皮祖细胞中Gab1、SHP2及ERK1/2的磷酸化水平。过表达Gab1可以提高HGF介导的内皮祖细胞内Gab1蛋白磷酸化水平,从而增加细胞外磷酸化ERK 1/2的表达,Gab1通过ERK1/2通路发挥促进内皮祖细胞增殖与迁移的作用。
任恺[4]（2019）在《新型全生物肺动脉带瓣管道与全生物人工瓣膜的临床前动物实验》文中认为心脏瓣膜病是世界范围内发病率和死亡率的主要原因。与人口老龄化和先天性功能障碍有关。据统计2016年全世界约有40万心脏瓣膜置换术患者,随着人口老龄化,预计2050年心脏瓣膜置换术患者将达到85万。目前对于严重的瓣膜功能障碍,瓣膜置换术是最有效的解决方案。目前全世界每年进行的瓣膜置换手术,大约55%的病例使用机械瓣膜,其余45%选择生物瓣膜。机械瓣多为金属材料制成,术后患者需要终身抗凝,并不适用于高龄等高危患者。生物心脏瓣膜（BHV）包括牛、猪或马的心包、牛颈静脉或猪心脏瓣膜,和机械瓣膜对比,其具有的特点为低血栓形成率,不需要终身抗凝,但普遍存在抗疲劳能力差,易于钙化等缺点。我国现存先天性心脏病患儿约150万,每年新出生近20万,其中复杂先心病占30%左右,约有5-10%的病儿需要重建肺动脉才能获得根治。目前对于肺动脉的重建至今仍缺乏理想的材料和成熟的产品,人工带瓣管道可用于重建肺动脉,挽救患儿生命,提高手术效果。生物组织材料常用的有自体心包、异种心包、异种主动脉瓣等。随着物质生活水平的提高和人口老龄化,瓣膜手术患者的平均年龄有逐渐升高趋势,而经导管主动脉瓣置入术（transcatheter aortic valve implantation,TAVI）已成为治疗心脏瓣膜疾病的一种新的选择,具有不开胸、无需体外循环、微创和恢复快等优点,生物心脏瓣膜的应用越来越广泛。由于介入瓣膜存在长期耐久性欠佳等缺点,目前仅在高龄危重患者应用,其表面性能需要进一步改进。牛心包作为一种心血管外科手术修补用植入材料,经历40多年临床应用的考验,具有比其他人工修补材料更具方便经济、安全可靠、来源广泛等优点。近年来,利用化学改性后的牛心包组织材料制成的生物瓣,以其优异的耐久性表现成为人工生物瓣的主流产品。鉴于我们在新一代改良型无支架猪瓣设计和抗钙化生物心脏瓣膜研究取得的成果,联合研发了新型全生物肺动脉带瓣管道、全生物主动脉瓣膜,现需探索实验方法,拟观察新型牛心包生物材料的防钙化效果、理化性能、组织相容性的研究。建立可行的实验动物模型,并验证应用新型全生物管道及全生物瓣膜在实验动物体内行置入后的安全性和有效性,为进一步临床应用提供依据。研究目的:新型全生物牛心包材料,经过胰蛋白酶、去垢剂和改变渗透压去细胞处理、戊二醛（Glutaradehyde GA）交联鞣制及2.3丁二醇（butanediol BD）抗钙化改性处理后,经仿生外形结构设计,全牛心包覆膜,采用柔弹性瓣架,通过肺动脉瓣、主动脉瓣在羊体内的植入,观察其有效性及安全性。1.经去细胞处理、戊二醛交联鞣制及丁二醇抗钙化改性后生物材料的实验研究。2.新型全生物肺动脉带瓣管道的大动物试验。3.新型全生物主动脉瓣的大动物试验。研究方法:1.牛心包经过胰蛋白酶、去垢剂和改变渗透压去细胞处理,分别对GA处理、GA+BD联合处理及未经处理的去细胞牛心包材料行分组测定茚三酮实验,胶原酶消化实验,血浆蛋白吸附实验以及血小板黏附实验,以分别探讨新型生物材料的胶原交联度及血液相容性的影响。分别测定牛心包生物材料的急性全身中毒实验、亚急性毒性试验、遗传毒性试验、力学性能测定,观察新型牛心包生物材料的理化性能。将牛心包生物材料植入大鼠体内包埋8周天后取出行HE染色及茜素红染色,观察生物材料钙化程度。2.新型全生物肺动脉带瓣管道,经去细胞处理、GA交联鞣制及BD抗钙化改性处理后的牛心包,通过仿生结构设计,由近心端管道和远心端管道组成,近心端管道采用带有三叶瓣膜用聚酯缝线缝合而成。本试验拟在体外循环辅助心脏不停跳下对羊行肺动脉瓣置换术,植入14例带瓣管道,术后1、3、7、30、90、180天作为观察期。观察植入后动物的血流动力学性能（血流速度、返流面积、跨瓣压差）变化、超声评估结构变化（瓣膜启、闭是否良好）;观察植入后有无不良事件（动物的死亡、感染、行为异常情况）;植入物周围的炎症反应:周围组织有无粘连、感染、坏死;白细胞、淋巴、细胞、中性粒细胞等数量;人工生物管道及周围组织的病理改变;血栓形成:探查带瓣管道及主要脏器是否有血栓形成;溶血反应:观察红细胞形态、血红蛋白数量变化等;器官病变:心脏、肺、肝、肾、脾等形态学变化;瓣叶及管道的钙化情况及钙含量测定。评价新型全生物肺动脉带瓣管道的安全性和有效性。3.新型全生物主动脉瓣,经去细胞处理、GA交联鞣制及BD抗钙化改性处理后的牛心包,采用柔弹性瓣架,再经仿生结构设计与缝制工艺制造而成。本试验拟在体外循环辅助下对羊行主动脉瓣置换术,植入全生物主动脉瓣10例,1例对照组采用生物心脏瓣膜（美国,爱德华）。术后1、3、7、30、90、180天作为观察期。试验终点观察指标:评价观察植入后的有效性:植入后的血流动力学性能（血流速度、返流面积、跨瓣压差）;植入后的结构变化（瓣膜启、闭是否良好）。评价植入后的安全性:不良事件:所有动物的死亡、感染、行为异常情况;植入物周围的炎症反应:人工生物瓣膜和周围组织有无粘连、感染、坏死;白细胞、淋巴、细胞、中性粒细胞等数量;人工生物瓣膜及周围组织的病理改变;血栓形成:观察凝血变化,探查瓣膜及主要脏器是否有血栓形成;溶血反应:观察红细胞形态、血红蛋白数量变化等;器官病变:心脏、肺、肝、肾、脾等形态学变化;瓣环及瓣叶的钙化情况及钙含量测定。评价新型全生物主动脉瓣的安全性和有效性。结果:1.牛心包经过去细胞处理、GA交联鞣制、BD抗钙化改性处理后,急性全身中毒实验、亚急性毒性试验、遗传毒性试验未见明显异常。力学性能测定显示:GA+BD组牛心包断裂伸长率、抗拉负荷较GA组增大,抗拉负荷无明显差异。GA+BD组较未处理组茚三酮值均明显下降,较单用GA处理组茚三酮值进一步下降。牛心包经GA处理后,未消化率较对照组明显增加,GA+BD处理后,未消化率进一步增加,其抗消化能力也进一步增强。GA组蛋白质吸附率较对照组明显升高,再经BD处理后低于对照组。GA处理组血小板黏附率可明显下降,GA+BC组血小板黏附率较对照组低,但两者无显着差异。包埋实验结果显示,新型生物材料未见明显钙化灶,而对照组材料组织钙化明显。2.实验共完成14例全生物肺动脉带瓣管道的羊肺动脉原位植入实验,无意外死亡和严重并发症。其中12例按照计划处死终止实验,2例仍健康存活。植入后瓣膜开启关闭良好,实验全程未出现严重狭窄和关闭不全。经胸超声心动图及血流动力学测定术后存活绵羊肺动脉瓣返流百分比、返流量、中心静脉压、平均主动脉压等指标与术前测量值差异均无统计学意义。和术前对比,植入后肺动脉瓣跨压差未见明显变化。除2例瓣叶钙含量升高,其余所有瓣叶、血管组织钙含量均小于10μg/mg。尸体解剖中各脏器均未发现明显的血栓形成和血栓栓塞。随访过程中实验室检查和尸体解剖未发现明显血细胞破坏、肝肾功损伤、炎症反应等不良事件。组织病理检查未见明显异常。3.实验共完成9例全生物主动脉瓣、1例对照生物主动脉瓣原位植入实验。所有动物均按照实验方案进行了手术植入、术后喂养和数据采集。1只实验组动物在第167天意外死亡。对照组第172天意外死亡。其余动物正常存活至预期时间,按计划进行处死、采集数据和尸体解剖。植入后瓣膜开启关闭良好,实验全程未出现严重狭窄和关闭不全,最大跨瓣压差44.1mmHg,跨瓣压差平均为23.8mmHg。最大反流面积2.4cm2,平均为1.12±0.53cm2,未发现瓣周漏或其他异常。和术前相比,术后与实验终点左心室收缩压、左室舒张末压、有效瓣口面积、血流速度无明显差异。实验动物植入的人工全生物心脏瓣膜瓣叶平均钙含量为2.01±1.02μg/mg,对照组瓣叶钙含量2.20μg/mg。实验动物植入的人工全生物心脏瓣膜瓣环平均钙含量为2.53±1.75μg/mg,实验组中1例瓣环钙含量最高为43.57μg/mg,对照组瓣环钙含量71.20μg/mg。尸体解剖中各脏器均未发现明显的血栓形成和血栓栓塞。随访过程中实验室检查和尸体解剖未发现明显血细胞破坏、肝肾功损伤、炎症反应等不良事件。结论:1.本实验应用胰蛋白酶、去垢剂和改变渗透压去细胞处理、GA交联鞣制及BD抗钙化改性处理后的牛心包,通过测定牛心包生物材料的急性全身中毒实验、亚急性毒性试验、遗传毒性试验未见明显毒性反应,力学性能测定良好。通过茚三酮实验,胶原酶消化实验分析,牛心包生物材料的胶原交联度提高。而血浆蛋白吸附实验和血小板黏附实验则验证了处理能够提高牛心包生物材料的血液相容性。通过观察大鼠包埋后的HE染色及茜素红染色,能够有效降低牛心包生物材料的钙化程度。经GA及BD处理能够进一步改善牛心包材料的理化性质,有利于提高血液相容性和减缓钙化,同时对于GA及BD处理方法在进一步研究中的应用提供了重要的理论依据。2.本实验建立了体外循环辅助下不停跳的肺动脉置换的绵羊模型和实验方法,可用于新型防钙化肺动脉带瓣管道的实验研究,同时也为研发新型肺动脉瓣介入系统并进行在体实验研究奠定了基础。新型全生物肺动脉带瓣管道植入后未出现明显并发症和不良事件,具有良好的防钙化效果,术后6个月的随访数据说明该新型全生物肺动脉带瓣管道的动物植入手术是安全的,满足医疗器械植入的安全性和有效性的要求,远期的植入后效果还需进一步观察。3.本实验建立了体外循环下的主动脉瓣置换的绵羊模型和实验方法,可用于新型防钙化瓣膜的实验研究,同时也为研发新型TAVI的介入瓣膜系统并进行在体实验研究奠定了基础。新型全生物主动脉瓣植入后未出现明显并发症和不良事件,1例实验组意外死亡（考虑出血）。实验动物尸检研究均未发现各脏器明显的血栓形成和血栓栓塞,结果表明该产品在常规抗凝强度下有良好的血液相容性。实验结果表明除个别出现局灶钙化,该产品具有良好的防钙化效果。术后6个月的随访数据说明该新型全生物主动脉瓣的动物植入手术是安全的,满足医疗器械植入的安全性和有效性的要求,远期的植入后效果还需进一步观察。
周为[5]（2019）在《基于模具辅助的心脏主动脉瓣膜3D打印及细胞损伤仿真分析》文中研究指明随着心脏瓣膜病的发病率不断上升,利用3D打印技术制造具备良好生长、修复及重建能力的组织工程瓣膜成为了人工心脏瓣膜研究的热点。瓣膜的建模、水凝胶材料的打印、瓣膜的成型工艺以及打印后细胞的损伤给制造组织工程瓣膜带来了巨大的挑战。本文针对心脏主动脉瓣膜3D打印及细胞损伤分析开展研究如下:首先,针对心脏主动脉瓣膜的结构提出模具辅助打印概念,同时结合薄膜壳理论和心瓣流体力学理论构建出心脏主动脉瓣叶、瓣叶辅助模具及瓣叶封闭环的模型,辅助模具为主动脉瓣叶提供力学支撑及维持瓣叶型面,可以有效防止瓣叶结构的坍塌。构建的模型与人体天然的心脏主动脉瓣膜相比其几何形态和尺寸参数相近。其次,研究水凝胶从微针头挤出时胀大行为对瓣膜成形精度的影响,通过仿真分析、挤出实验得出黏度、挤出压力对挤出胀大行为的影响规律及程度。结果显示:黏度决定水凝胶材料在基底平台上的成型,并且随着黏度的增大挤出胀大比减小;挤出压力影响水凝胶材料的成型质量,并且随着挤出压力的增大挤出胀大比增大。然后,分析瓣叶支撑模具、瓣叶及瓣叶封闭环的关键打印路径,针对关键路径通过多次实验调整打印参数和打印路径。基于模具辅助打印工艺,利用质量分数25%的泊洛沙姆、质量分数分别为2%、6%的海藻酸钠-明胶水凝胶打印出完整的心脏主动脉瓣膜。与浴打印工艺构建的瓣膜相比,其加工周期较短,打印成本较低,同时成型后材料杂质少。最后,考虑混合骨髓间充质干细胞进行心脏主动脉瓣膜打印后细胞的损伤,结合细胞损伤的数学模型,在以细胞所受载荷时长、内部最大打印压力为细胞损伤衡量标准的准则下,通过仿真分析来研究不同喷嘴长度、喷嘴直径对细胞损伤的影响。结果显示:随着喷嘴长度的增加,细胞内部压力峰值增大,细胞所受载荷时长增长幅度趋于稳定;随着喷嘴直径的减小,细胞内部压力峰值骤增,细胞所受载荷时长先减后增。
秦怡博[6]（2019）在《心血管生物材料的组织再生过程研究》文中研究指明心血管疾病（CVD）已被世界卫生组织（WTO）列为人类死亡的主要原因之一。其中,冠心病和心脏瓣膜病是临床上常见的心血管疾病。除了传统的药物治疗外,血管搭桥与瓣膜置换手术分别是目前针对这类疾病比较有效的治疗手段。越来越多的研究者利用组织工程技术体外或在体构建具有生物活性和生理功能的血管支架和人工瓣膜,虽然取得了一些进展,但仍存在很多挑战。研究人工血管组织再生机制对于设计和开发新一代人工血管具有重要的指导意义,而针对生物瓣膜钙化问题导致的使用寿命有限的问题,开发新一代生物瓣膜抗钙化交联技术是目前临床上的迫切需求。针对上述问题,展开本论文研究内容,包括（1）人工血管组织再生机制研究,（2）抗钙化生物瓣膜新交联技术研究。循环血液和外周组织在血管再生过程中都发挥着非常重要的作用。研究二者对于人工血管植入后内皮层形成和平滑肌细胞再生的影响规律,对设计新一代可促进快速内皮且抑制血管狭窄的人工血管具有重要的指导意义。细胞在不同孔径纤维支架中的细胞迁移能力不同,纳米纤维孔径小不利于细胞长入,而微米纤维支架有利于细胞迁移。利用细胞在两种不同纤维结构中迁移能力差异的特性,我们设计双层微纳米纤维结构的人工血管来控制外周组织和循环血液中细胞的浸润,从而阐述二者对人工血管再生的影响规律。我们通过静电纺丝技术制备了四种不同结构的血管支架:微米纤维单层支架、外层微米纤维-内层纳米纤维双层支架、外层纳米纤维-内层微米纤维双层支架、纳米纤维单层支架,分别命名为均一粗支架,外粗里细支架,外细里粗支架和均一细支架。进而我们利用大鼠左侧颈总动脉置换模型来考察四种人工血管的再生情况,通过组织学染色和组织免疫荧光染色技术研究人工血管植入后新生组织和毛细血管形成情况,进一步分析内皮层形成、平滑肌细胞再生和支架中干细胞以及巨噬细胞的分布情况。实验数据显示四种类型的血管支架中均存在不同程度的血管再生。与外细里粗支架相比,在外粗里细支架中有较厚的新组织形成和平滑肌细胞层,表明外周环境对新生组织和平滑肌层再生的贡献大于外周血液。另外,均一粗血管支架和外粗里细支架的血管化相当,并且显着优于外细里粗组,说明人工血管移植到体内后外周组织的微环境对其血管化起着主导作用。总之,与循环血液相比,外周组织在人工血管的平滑肌层再生和血管化过程中发挥着更重要的作用。这部分工作突出强调了外周组织在血管再生过程中的重要性,为通过调节血管外周组织微环境来设计理想人工血管的思路提供了理论支持。为克服用传统交联剂-戊二醛处理的生物瓣膜材料钙化严重、使用寿命短的缺点,我们利用多酚类化合物的交联功能,开发一种新型交联剂交联脱细胞牛心包材料,使其具备更好的力学性能和稳定性,并显着减少组织钙化、炎症及血栓的发生,进而延长瓣膜使用寿命。姜黄素属于多酚类化合物,具有抗氧化、降血脂、抗炎、强化血管壁、防止动脉硬化、抗血栓形成等作用,是一种可降解、无毒、无致癌性的天然物质。在第三章节中,我们用姜黄素溶液交联脱细胞后牛心包材料,用传统的戊二醛（GA）交联剂处理组作为钙化阳性对照,市售产品（Sino）作为阴性对照,测试其力学特性、细胞毒性和血液相容性,并用Wistar幼鼠皮下埋植模型考察其抗钙化性能。结果显示与GA组和Sino组相比,姜黄素交联显示出较好的体外血液相容性、细胞相容性以及体内抗钙化性能。姜黄素处理组的细胞毒性和钙化水平显着降低,埋植2周和4周的钙沉积量仅为0.57±0.37 μg/mg和0.96±0.75 μg/mg,解决了 GA交联的生物瓣膜毒性大和钙化严重的缺点。同时,与GA组和Sino组相比,姜黄素组植入后有大量细胞长入材料内,这提示我们姜黄素交联生物材料可能会促进组织修复和再生。总之,姜黄素可以作为一种新型交联剂交联生物瓣膜,能减少瓣膜的钙化并促进组织再生。本部分研究提供了一种新的抗钙化生物瓣膜交联剂。
张永军[7]（2018）在《组织工程化软骨皮下异位骨化及预防》文中进行了进一步梳理软骨缺损的修复一直是外科治疗领域的棘手问题。组织工程技术是解决软骨缺损难题的有效手段。骨髓间充质干细胞（bone marrow stromal stem cells,BMSC）是重要的间充质干细胞,在构建组织工程软骨方面具有广阔的前景,优势显着。但构建的组织工程化软骨在植入皮下后,很容易发生骨化。在骨的发育学理论来看,血管内皮生长因子（vascular endothelial growth factor,VEGF）介导的血管化是骨化启动的关键。软骨调节素-1（Chondromodulin 1,CHM1）是软骨分泌的一种重要的血管抑制物,CHM1的表达与BMSC构建的软骨的皮下血管化及骨化是否联系紧密?VEGF这种促血管化因子对于此类软骨在皮下环境中骨化是否联系紧密?本研究采用CHM1基因敲除小鼠（KO组）的BMSC来验证。与野生小鼠（WT组）相比,两者的BMSC的基本特性无差异。体外构建的组织工程化软骨植入体内后,KO组的样本更容易骨化,VEGF表达较高。说明CHM1和VEGF与此类软骨的在皮下的骨化联系密切。阿西替尼通过抑制VEGF的作用来抵抗肿瘤组织的血管化,防止其生长和转移。本课题将阿西替尼结合电纺膜制成缓释材料。由于软骨细胞容易形成较稳定的软骨,本研究使用软骨细胞来初步摸索缓释材料的相关参数。首先制作3种载药电纺膜,分别为对照组（0%）,低浓度组（1%）和高浓度组（5%）。通过材料学的分析,显示这种电纺膜有较好的纳米结构和缓释特性。接着采用三明治方法制作细胞-材料复合物,植入裸鼠皮下8周后取材。结果显示,高浓度组可以形成良好的软骨组织,有效地减轻了血管化和骨化,并且具有很好的生物安全性。总之,阿西替尼缓释电纺膜具有较好的抗骨化效果,可以进行下一步深入的研究。
程光存,严中亚,李春生,严宇,韦晓勇[8]（2015）在《纳米羟基磷灰石薄膜与人脐静脉血管内皮细胞的增殖》文中进行了进一步梳理背景:合肥大学材料系和中国科学院安徽光学密精机械研究所联合研究应用脉冲激光沉积合成技术制备出一种新型的纳米羟基磷灰石人工心脏机械瓣膜。目的:观察纳米羟基磷灰石人工心脏机械瓣膜与人脐静脉血管内皮细胞的相容性。方法:将体外分离培养的传2-4代人脐静脉血管内皮细胞悬液接种于纳米羟基磷灰石人工心脏机械瓣膜上,培养3,7,21 d后,扫描电子显微镜下观察细胞在纳米羟基磷灰石人工心脏机械瓣膜上的生长情况。分别采用纳米羟基磷灰石人工心脏机械瓣膜常温浸提液、纳米羟基磷灰石人工心脏机械瓣膜高温浸提液、高密度聚乙烯浸提液及苯酚溶液培养人脐静脉血管内皮细胞,72 h后采用MTT法检测细胞增殖情况。结果与结论:扫描电镜观察培养3 d时,人脐静脉血管内皮细胞呈梭形或多边形,伸出突起黏附于纳米羟基磷灰石人工心脏机械瓣膜上;7 d时,可见瓣膜表面细胞伸展充分,连接融合;21 d时,细胞成片融合,牢固覆盖于瓣膜表面,部分区域形成细胞外基质。MTT检测结果显示,纳米羟基磷灰石人工心脏机械瓣膜对人脐静脉血管内皮细胞无细胞毒性,具有良好的细胞相容性。
蒲磊,李亚雄,蒋立虹[9]（2014）在《组织工程心脏瓣膜种子细胞:来源及应用》文中进行了进一步梳理背景:应用机械瓣和生物瓣行瓣膜置换是治疗终末期瓣膜病的有效手段,然而他们的临床应用受到多个因素的限制。具备生物活性的组织工程心脏瓣膜有潜力克服机械瓣和生物瓣的不足,选择适宜的种子细胞是组织工程心脏瓣膜研究的一个重要方面,许多成熟的体细胞和干细胞已被用于构建组织工程心脏瓣膜,然而尚未获得理想的结果。目的:以构成瓣膜的细胞成分为基础,对用于构建组织工程心脏瓣膜的种子细胞、体外细胞种植方法的研究进行综述。方法:由第一作者基于PubMed数据库和万方数据库应用计算机检索2000年1月至2012年12月相关的文章,英文检索词为"Tissue engineering,Heart valves,Cell",中文检索词为"组织工程,心脏瓣膜,细胞",优选文章内容与组织工程心脏瓣膜种子细胞直接相关,具备针对性和权威性,发表在权威杂志的文章共39篇进行综述。结果与结论:瓣膜的细胞成分主要是内皮细胞和间质细胞,早期人们常用内皮细胞和成纤维细胞构建组织工程瓣膜,随着干细胞研究的深入,应用搏动性生物反应器种植间充质干细胞具有构建的组织工程瓣膜的潜力。
陈锐[10]（2010）在《静电纺制备胶原蛋白/聚氨酯心脏瓣膜组织工程支架材料的研究》文中研究指明组织工程学是一门新兴学科,以细胞生物学和材料学为基础,进行体外或体内构建组织器官的新兴学科,用以修复或重建损伤组织或器官。组织工程的基本原理是从机体获取少量的活体组织,然后在体外种植到生物相容性良好的支架材料上,使细胞粘附在生物材料上,并在生物反应器中进行培养扩增,在体外形成新的组织后移入患者体内,从而达到修复创伤的目的。因此选择合适的支架材料是组织工程成功的关键因素之一,支架材料具有能够模拟天然组织细胞外基质的功能。组织工程心脏瓣膜也是运用该原理,本课题通过对机械性能优良的热塑性聚氨酯和生物相容性良好的胶原蛋白材料进行复合静电纺丝,从功能和结构上仿生天然瓣膜组织细胞外基质。本课题首先研究了胶原蛋白/热塑性聚氨酯（collagen/TPU）共混静电纺丝。混合静电纺作为常用的电纺复合方法之一,已经成功应用多种聚合物材料与天然材料的复合。从复合电纺材料的各项表征看,混合静电纺的复合效果较好,能够有效结合天然材料与聚合物材料各自的优点,用于构建仿生心脏瓣膜细胞外基质,并努力达到天然心脏瓣膜的力学性能。通过调节实验的各个参数如电压、距离、供液速度等来改善纺丝的工艺,并最终获得了复合纤维。在得到较稳定的纺丝参数后,通过SEM、ATM、FTIR、XPS、接触角、孔隙率和力学性能测定分析该纳米纤维的各项物理、化学性能。实验中发现该复合纤维的直径随纺丝溶液中TPU在复合体系中的比例的增加而增大,另外在复合比例相同,纤维直径也随溶液总浓度的递增而逐渐增加；通过红外测试发现复合材料中的两种组分间没有发生反应,基本维持了原有的化学性质。通过接触角测定,发现单纺TPU纤维膜具有一个疏水的表面,而随着胶原蛋白组分的逐渐增加纤维膜的亲水性依次增强；力学性能测试表明该纤维织物的力学性能与两组分的复合比例相关。这些结果对于以后构建形态结构及性能上更优的仿生细胞外基质组织工程支架具有一定的指导作用。本论文同时采用了同轴静电纺丝的方法对两种材料进行复合静电纺丝,制备具有“壳芯”结构的纳米纤维。结果表明,同轴静电纺丝的过程参数与内外层纺丝溶液的推进速率、内外层纺丝溶液的浓度有较大关系。在初期实验中,得出了适合TPU/collagen同轴纺丝的工艺参数,内外层速率的关系及范围,并总结了合适的内外层纺丝溶液浓度。后期实验系统研究了同轴电纺纤维的表面形态,采用了SEM、TEM、AFM相关电镜测试方法,证明了同轴电纺纳米纤维壳芯结构的存在,复合纳米纤维表面的凸凹不平也表明了胶原蛋白分布在复合纳米纤维的表面；XPS表面元素分析表明氮元素在同轴复合纳米纤维表面的元素构成率与在胶原蛋白表面的元素构成率几乎相同；FTIR结果表明了同轴电纺工艺中TPU与胶原蛋白纤维无官能团的结合,但是一些结果表明在胶原蛋白与TPU的接触面上有一些类似氢键的结合；机械性能测试表明,同轴电纺纳米纤维,相对于混纺纳米纤维,有较好的机械性能,在拉伸的初始阶段杨氏模量较高,随后表现出TPU纤维的力学性能。这些结果对于以后构建形态结构及性能上更优的仿生细胞外基质组织工程瓣膜支架具有一定的指导作用,但是同轴静电纺丝不稳定,而且产量较低。如何提高其产量及稳定性,对以后同轴电纺支架的生产有重要的意义。由于天然瓣膜组织的力学性能为各向异性,直接静电纺丝得到的纤维支架力学性能为各项同性。在确定了两种复合工艺后,本论文下面的章节系统研究了取向静电纺纳米纤维的收集及性能。本实验中通过旋转滚轴接收得到了TPU/collagen两种不同复合方法制得的取向纳米纤维,并对其取向纤维的形态,取向度和机械性能进行了详细地表征与讨论。为得到具有不同取向度和可控得纤维机械性能,本实验对旋转接收装置进行了设计与制造,得到了直接成型为长度、厚度和管腔直径均可以根据需要调节的管状的纤维织物或带有精细取向和机械性能优化了的膜状织物支架。本实验构建的复合静电纺取向纳米纤维支架材料,经过形态观察可以发现其取向度与滚轴转速之间有密切的关系,并且可以根据需要调节,作为组织工程支架具有一定的优越性。另外将实验中得到的取向复合纳米纤维膜通过将扫描电镜图片转换为灰度照片,再经图像分析软件Image J及其插件oval profile的处理和计算最终成功的对不同排列度的纤维膜进行了表征。此种纤维膜因其独特结构将更适合用作构建精细结构组织再生支架。本课题通过尝试希望筛选出一种生物相容性好,且具有优越机械性能的三维多孔支架材料,进而作为可降解生物医用材料用于组织工程心脏瓣膜支架。种子细胞与基质材料的相互作用是组织工程研究的一个重要领域。本论文下面一个研究方面是从细胞粘附、铺展、增殖、细胞形态等方面着手,对猪髋动脉内皮细胞与TPU/collagen共混与同轴复合静电纺纤维材料的细胞相容性进行了研究,并和盖玻片和细胞培养板做了比较,得出以下结论：（1）MTT法测定共混电纺支架细胞粘附情况的结果表明,T/C（3：1）和T/C（1：1）的细胞粘附情况都比较好,细胞粘附量都比细胞培养板高,而T/C（1：3）和collagen则相对较差,主要是由于胶原蛋白组分含量过高的话,支架在细胞培养液中无法保持其纤维形态,故细胞增殖和粘附情况较差。（2）MTT法测定TPU/collagen同轴支架细胞增殖能力的结果表明,同轴电纺支架的细胞生物相容性好于其单纺支架,在粘附和增殖方面都有较好的结果。同轴电纺支架芯层浓度较小时,细胞在初始的4h表现良好；当时间增长至七天时,芯层浓度高的电纺支架表现出较好的细胞增殖结果。（3） TPU/collagen取向纳米纤维支架对内皮细胞的生长有一定的取向引导作用,但是作用不是非常明显。同轴电纺纳米纤维细胞取向生长性能好于共混电纺纳米纤维,需要在后期研究中研究在复合纳米纤维中加入生长因子等元素引导细胞取向生长。（4）为了提高共混静电纺纤维的耐水性,采用戊二醛作为交联剂,在密闭干燥器中通过戊二醛蒸气挥发对TPU/collagen复合静电纺纤维膜进行了交联,并对其性能进行了研究。选择交联时间为2天,发现采用戊二醛作为交联剂并不能够很好地解决胶原蛋白组分溶解于细胞培养液的情况,需要进一步对胶原蛋白的交联进行研究。论文的最后一部分为静电纺丝材料复合快速成型制备组织工程支架。组织工程心脏瓣膜支架由两个部分组成,一部分为瓣膜环；另外一部分为瓣叶支架。由于瓣膜环支架的几何形状较为复杂,并且对机械强度要求较高,本论文引入快速熔融成型法制备组织工程心脏瓣膜支架中的瓣膜环部分,采用TPU/collagen静电纺复合材料作为瓣叶支架部分,组成了一种新型组织工程心脏瓣膜支架。并设计和改进了适合该瓣膜支架的体外生物反应器,进行了相关细胞增殖及在模拟生理流体情况下的细胞滞留实验,得出以下结论：FDM方法制备的支架性能与以下几个过程参数有密切关系：层厚度（slice thickness）、工作路宽（road width）、光栅空隙（raster gap）:和光栅角度（raster angle）。体外内皮细胞生长实验及体外流体对细胞滞留支架实验表明静电纺支架有较好的生物相容性,其细胞增殖速度要明显好于PGA/PLA无纺材料和天然材料牛心包膜。支架于静态环境下培养三天后置于生物反应器中进行体外流体实验,以检测细胞在脉冲流体剪切力的环境下在支架上的滞留能力。结果发现静电纺支架在改变流体速度和作用时间的情况下,细胞在支架上的滞留能力较好,无显着性变化,表明静电纺支架可以为细胞提供一个三维生长环境,细胞可以较好的粘附在支架表面和内部,外部剪切应力对其生长影响较小。但是发现静电纺材料支架在长时间流体作用下,其瓣叶开闭能力下降,表面其机械性能可能无法满足使用要求,需要与其他材料进行复合以解决此问题。总结以上本课题的结论,发现热塑性聚氨酯/胶原蛋白复合静电纺丝能够较好地模拟天然瓣膜组织,两种复合方法各有其优缺点：共混电纺纳米纤维工艺简易,产量较大,并且可以通过控制二者的混合比例控制纤维的性能；同轴电纺工艺较为复杂而且产量较低,但可以使得胶原蛋白分布在复合纳米纤维表面,复合效率较高,且同轴纳米纤维机械性能好于共混纳米纤维。选择滚筒接收方法制备取向纳米纤维,能够使得静电纺材料从无纺状态变为取向状态,从而模拟天然瓣膜组织各向异性的生物力学性能。静电纺与快速成型相复合,并在体外生物反应器的检测下,表明静电纺组织工程心脏瓣膜支架有较好的生物相容性及细胞滞留能力。本课题研究为天然材料/聚合物材料复合静电纺制备组织工程心脏瓣膜支架提供了参考,并为进一步开展组织工程化人造器官的研究以及后期的临床应用提供了相关科学依据和实验数据。
二、组织工程心脏瓣膜构建中内皮细胞增殖的影响因素（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、组织工程心脏瓣膜构建中内皮细胞增殖的影响因素（论文提纲范文）
（1）基于甲基丙烯酰化明胶水凝胶/脱细胞瓣膜复合支架的构建及其性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 1 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 机械瓣膜 |
| 1.3 生物瓣膜 |
| 1.4 组织工程心脏瓣膜 |
| 1.4.1 种子细胞的选择 |
| 1.4.2 组织工程心脏瓣膜支架 |
| 1.5 水凝胶在组织工程中的应用 |
| 1.6 本文的研究目的及意义 |
| 2 GelMA水凝胶性能及其细胞相容性的研究 |
| 2.1 实验部分 |
| 2..1.1 实验药品与设备 |
| 2.1.2 GelMA水凝胶的制备 |
| 2.1.3 GelMA水凝胶的物理性能测试 |
| 2.1.4 GelMA水凝胶的细胞相容性测试 |
| 2.1.5 统计学分析 |
| 2.2 结果与讨论 |
| 2.2.1 GelMA水凝胶的微观形貌 |
| 2.2.2 GelMA水凝胶的流变学性能 |
| 2.2.3 GelMA水凝胶的溶胶凝胶率与溶胀动力学 |
| 2.2.4 GelMA水凝胶的力学性能 |
| 2.2.5 GelMA水凝胶的表面粘性 |
| 2.2.6 GelMA水凝胶的降解 |
| 2.2.7 GelMA水凝胶表面的细胞黏附 |
| 2.2.8 GelMA水凝胶表面的细胞增殖 |
| 2.2.9 GelMA水凝胶表面的细胞活性 |
| 2.2.10 GelMA水凝胶表面的细胞形貌 |
| 2.3 本章小结 |
| 3 HUVEC在 GelMA水凝胶中生长行为 |
| 3.1 实验部分 |
| 3.1.1 实验药品与设备 |
| 3.1.2 GelMA水凝胶包覆HUVEC |
| 3.1.3 HUVEC在 GelMA水凝胶中的生长状态 |
| 3.1.4 HUVEC在 GelMA水凝胶中的增殖测试 |
| 3.1.5 HUVEC在 GelMA水凝胶中的活性测试 |
| 3.1.6 HUVEC在 GelMA水凝胶中的形貌测试 |
| 3.2 结果与讨论 |
| 3.2.1 GelMA水凝胶中HUVEC的生长状态 |
| 3.2.2 HUVEC在 GelMA水凝胶中的增殖行为 |
| 3.2.3 HUVEC在 GelMA水凝胶中的细胞活性 |
| 3.2.4 HUVEC在 GelMA水凝胶中的细胞形貌 |
| 3.3 本章小结 |
| 4 GelMA水凝胶/针刺脱细胞瓣膜复合支架的制备及其性能研究 |
| 4.1 实验部分 |
| 4.1.1 实验药品与设备 |
| 4.1.2 猪心脏瓣膜的脱细胞处理和针刺处理脱细胞心脏瓣膜 |
| 4.1.3 不同浓度GelMA水凝胶/针刺脱细胞瓣膜复合支架的制备 |
| 4.1.4 新鲜的心脏瓣膜、脱细胞心脏瓣膜和针刺脱细胞瓣膜的表面形貌测试 |
| 4.1.5 GelMA水凝胶/针刺脱细胞瓣膜复合支架的大体观察 |
| 4.1.6 HUVEC在GelMA水凝胶/针刺脱细胞瓣膜复合支架上的细胞活性测试 |
| 4.1.7 HUVEC在GelMA水凝胶/针刺脱细胞瓣膜复合支架上的细胞形貌测试 |
| 4.1.8 HUVEC在不同支架上细胞迁移测试 |
| 4.2 结果与讨论 |
| 4.2.1 新鲜的心脏瓣膜、脱细胞心脏瓣膜和针刺脱细胞瓣膜的表面形貌 |
| 4.2.2 GelMA水凝胶/针刺脱细胞瓣膜复合支架的大体观察 |
| 4.2.3 HUVEC在 GelMA水凝胶/针刺脱细胞瓣膜复合支架上的细胞活性 |
| 4.2.4 HUVEC在GelMA水凝胶/针刺脱细胞瓣膜复合支架上的细胞形貌 |
| 4.2.5 HUVEC在不同支架上细胞迁移 |
| 4.3 本章小结 |
| 5 结论 |
| 参考文献 |
| 附录 |
| 致谢 |
（2）基于介孔二氧化硅负载siRNA修饰去细胞猪主动脉瓣膜支架构建组织工程抗钙化心脏瓣膜研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第1 章 前言 |
| 第2章 siRNA-RunX2 的体外抗钙化研究 |
| 2.1 材料与试剂 |
| 2.2 实验方法 |
| 2.2.1 VICs的提取 |
| 2.2.2 细胞培养 |
| 2.2.3 VICs的鉴定 |
| 2.2.4 体外瓣膜间质细胞钙化模型建立与评估 |
| 2.2.5 siRNA-RunX2 的筛选及抗钙化研究 |
| 第3章 MSN@VEGF-PEI-siRNA纳米载体的生物性能研究 |
| 3.1 材料与试剂 |
| 3.2 实验方法 |
| 3.2.1 MSN@VEGF-PEI-siRNA纳米载体的制备 |
| 3.2.2 MSN@VEGF-PEI-siRNA纳米载体的表征 |
| 3.2.3 MSN@VEGF-PEI-siRNA纳米载体抗钙化性能检测 |
| 3.2.4 MSN@VEGF-PEI-siRNA纳米载体体外加速内皮化 |
| 第4 章 新型功能化瓣膜替代物的生物性能研究 |
| 4.1 材料与试剂 |
| 4.2 实验方法 |
| 4.2.1 去细胞猪主动脉瓣的制备 |
| 4.2.2 MSN@VEGF-PEI-siRNA纳米载体修饰去细胞猪主动脉瓣制备功能化新型复合瓣膜支架(DPAV-MSN@VEGF-PEI-siRNA) |
| 4.2.3 功能化新型复合瓣膜支架(DPAV-MSN@VEGF-PEI-siRNA)的制备及表征 |
| 4.2.4 功能化新型复合瓣膜支架(DPAV-MSN@VEGF-PEI-siRNA)体外抗钙化性能检测 |
| 4.2.5 功能化新型复合瓣膜支架(DPAV-MSN@VEGF-PEI-siRNA)体外加速内皮化 |
| 4.2.6 功能化新型复合瓣膜支架(DPAV-MSN@VEGF-PEI-siRNA)生物力学特性 |
| 4.2.7 数据分析 |
| 第5 章 实验结果与讨论 |
| 5.1 实验结果 |
| 5.1.1 VICs的形态 |
| 5.1.2 VICs的鉴定 |
| 5.1.3 瓣膜间质细胞钙化模型评估 |
| 5.1.4 siRNA-RunX2 的筛选及抗钙化研究 |
| 5.1.5 VEGF及 siRNA的载药量 |
| 5.1.6 MSN@VEGF-PEI-siRNA纳米载体的表征 |
| 5.1.7 MSN@VEGF-PEI-siRNA纳米载体抗钙化性能 |
| 5.1.8 MSN@VEGF-PEI-siRNA纳米载体体外加速内皮化 |
| 5.1.9 功能化新型复合瓣膜支架(DPAV-MSN@VEGF-PEI-siRNA)的表征 |
| 5.1.10 功能化新型复合瓣膜支架(DPAV-MSN@VEGF-PEI-siRNA)体外抗钙化性能 |
| 5.1.11 功能化新型复合瓣膜支架(DPAV-MSN@VEGF-PEI-siRNA)体外加速内皮化 |
| 5.1.12 功能化新型复合瓣膜支架(DPAV-MSN@VEGF-PEI-siRNA)生物力学特性 |
| 5.1.13 示意图 |
| 5.2 讨论 |
| 结论与创新点 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间的研究成果 |
| 综述 功能化介孔二氧化硅纳米粒及其生物医学应用 |
| 引用文献 |
（3）过表达Gab1蛋白促进HGF介导的内皮祖细胞增殖与迁移的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 引言 |
| 1.材料与方法 |
| 1.1 实验材料 |
| 1.2 实验试剂 |
| 1.3 实验仪器 |
| 1.4 实验方法 |
| 1.4.1 内皮祖细胞的分离培养 |
| 1.4.2 内皮祖细胞的鉴定 |
| 1.4.3 pDC316-mCMV-EGFP-hGAB1 腺病毒载体构建 |
| 1.4.4 pCD316-mCMV-EGFP-hGAB1 和对照腺病毒包装 |
| 1.4.5 构建Gab1 蛋白过表达内皮祖细胞模型 |
| 1.4.6 细胞增殖能力检测 |
| 1.4.7 细胞迁移能力检测 |
| 1.4.8 过表达Gab1 影响HGF介导的内皮祖细胞增殖与迁移能力的信号通路 |
| 1.5 统计学分析 |
| 2.实验结果 |
| 2.1 内皮祖细胞的分离培养 |
| 2.2 内皮祖细胞的鉴定 |
| 2.3 pDC316-mCMV-EGFP-hGAB1 质粒酶切鉴定 |
| 2.4 PCR鉴定 |
| 2.5 Gab1 蛋白过表达内皮祖细胞模型 |
| 2.6 过表达Gab1 增强HGF介导的内皮祖细胞增殖能力 |
| 2.7 过表达Gab1 增强HGF介导的内皮祖细胞迁移能力 |
| 2.8 过表达Gab1 通过ERK1/2 影响HGF介导的EPC增殖与迁移 |
| 3.讨论 |
| 4.结论 |
| 参考文献 |
| 综述 |
| 综述参考文献 |
| 攻读学位期间的研究成果 |
| 伦理证明 |
| 缩略词表(附录) |
| 致谢 |
（4）新型全生物肺动脉带瓣管道与全生物人工瓣膜的临床前动物实验（论文提纲范文）
| 缩略语表 |
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 前言 |
| 文献回顾 |
| 一、生物心脏瓣膜的临床应用与进展 |
| 二、人工生物心脏瓣膜钙化的机制研究进展 |
| 三、心脏瓣膜新材料研究发展趋势与进展 |
| 第一部分 戊二醛交联鞣制及丁二醇抗钙化改性后牛心包的材料学研究 |
| 1 材料 |
| 2 方法 |
| 3 结果 |
| 4 讨论 |
| 第二部分 新型全生物肺动脉带瓣管道的大动物试验 |
| 1 材料 |
| 2 实验方法 |
| 3 结果 |
| 4 讨论 |
| 第三部分 新型全生物主动脉瓣的大动物试验 |
| 1 材料 |
| 2 实验方法 |
| 3 结果 |
| 4 实验讨论 |
| 小结 |
| 参考文献 |
| 个人简历和研究成果 |
| 致谢 |
（5）基于模具辅助的心脏主动脉瓣膜3D打印及细胞损伤仿真分析（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 1 绪论 |
| 1.1 研究背景及意义 |
| 1.2 人工心脏瓣膜的国内外研究现状 |
| 1.2.1 人工心脏瓣膜的发展 |
| 1.2.2 人工心脏瓣膜3D打印 |
| 1.3 存在的问题 |
| 1.4 本文主要研究内容 |
| 2 心脏主动脉瓣膜建模 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 模具辅助打印 |
| 2.3 心脏主动脉瓣膜建模理论 |
| 2.4 心脏主动脉瓣膜建模过程 |
| 2.4.1 主动脉瓣叶建模 |
| 2.4.2 主动脉瓣叶支撑模具建模 |
| 2.4.3 主动脉瓣叶封闭环建模 |
| 2.5 本章小结 |
| 3 心脏主动脉瓣膜挤出成型胀大分析 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 水凝胶挤出胀大模型建立 |
| 3.2.1 理论模型建立 |
| 3.2.2 仿真模型建立 |
| 3.2.3 边界条件与参数设置 |
| 3.3 仿真结果与讨论 |
| 3.3.1 喷嘴流道过渡段的流场仿真结果 |
| 3.3.2 工艺参数对水凝胶挤出胀大的影响 |
| 3.4 挤出胀大实验 |
| 3.4.1 材料黏度对凝胶纤维挤出成型的影响 |
| 3.4.2 挤出压力对凝胶纤维挤出成型的影响 |
| 3.5 本章小结 |
| 4 基于模具辅助的心脏主动脉瓣膜3D打印 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 水凝胶材料特性 |
| 4.3 心脏主动脉瓣膜3D打印流程 |
| 4.4 心脏主动脉瓣膜3D打印成型 |
| 4.4.1 主动脉瓣叶支撑模具打印成型 |
| 4.4.2 主动脉瓣叶打印成型 |
| 4.4.3 主动脉瓣叶封闭环打印成型 |
| 4.5 本章小结 |
| 5 心脏主动脉瓣膜挤出成型细胞损伤仿真分析 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 细胞损伤数学模型 |
| 5.3 细胞损伤仿真模型 |
| 5.3.1 多相流模型确定 |
| 5.3.2 液体属性分析 |
| 5.3.3 模型建立和网格划分 |
| 5.3.4 仿真模块参数设置 |
| 5.4 仿真结果与讨论 |
| 5.4.1 喷嘴长度对细胞损伤的影响分析 |
| 5.4.2 喷嘴直径对细胞损伤的影响分析 |
| 5.5 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间发表学术论文情况 |
| 致谢 |
（6）心血管生物材料的组织再生过程研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 第一章 前言 |
| 第一节 组织工程技术促进组织修复 |
| 1.1.1 脱细胞支架为组织工程提供ECM |
| 1.1.2 人工合成支架和材料在组织工程中的应用 |
| 1.1.3 生长因子和生物分子诱导细胞行为 |
| 第二节 小口径人工血管的研究背景 |
| 1.2.1 人工血管的常用材料 |
| 1.2.2 人工血管的制备方法 |
| 1.2.3 促进血管再生的研究策略 |
| 1.2.4 课题的提出 |
| 第三节 生物瓣膜的研究背景 |
| 1.3.1 生物瓣膜衰败的主要原因 |
| 1.3.2 改善生物瓣膜抗钙化性能的策略 |
| 1.3.3 课题的提出 |
| 第二章 构建双层小口径人工血管促进平滑肌再生和血管化 |
| 第一节 实验材料及设备 |
| 2.1.1 主要试剂 |
| 2.1.2 主要仪器 |
| 2.1.3 实验动物 |
| 第二节 实验方法 |
| 2.2.1 静电纺丝方法制备4种不同纤维结构人工血管 |
| 2.2.2 4种不同纤维结构人工血管的形貌检测 |
| 2.2.3 力学性能表征 |
| 2.2.4 大鼠颈动脉血管原位移植手术及取材 |
| 2.2.5 冰冻切片 |
| 2.2.6 H&E染色 |
| 2.2.7 vWF/α-SMA免疫荧光染色 |
| 2.2.8 α-SMA/SM-MHC免疫荧光染色 |
| 2.2.9 CD31、CD206、ScaⅠ免疫荧光染色 |
| 2.2.10 巨噬细胞迁移实验 |
| 2.2.11 实验数据分析 |
| 第三节 实验结果与讨论 |
| 2.3.1 血管支架形貌特征 |
| 2.3.2 血管支架的力学性能 |
| 2.3.3 人工血管移植到体内后的通畅率 |
| 2.3.4 新生组织的形成 |
| 2.3.5 细胞的浸润情况(细胞化) |
| 2.3.6 平滑肌细胞和内皮细胞的生成 |
| 2.3.7 新生血管的生成 |
| 2.3.8 干细胞和巨噬细胞在支架内的分布 |
| 2.3.9 巨噬细胞有利于平滑肌细胞的迁移 |
| 第四节 本章小结 |
| 第三章 姜黄素交联改善生物瓣膜的抗钙化能力 |
| 第一节 实验材料及设备 |
| 3.1.1 主要试剂 |
| 3.1.2 主要仪器 |
| 3.1.3 实验动物 |
| 第二节 实验方法 |
| 3.2.1 牛心包脱细胞处理 |
| 3.2.2 组织学染色 |
| 3.2.3 DNA定量 |
| 3.2.4 姜黄素交联处理牛心包膜 |
| 3.2.5 力学测试 |
| 3.2.6 差示扫描量热法(DSC)热分析 |
| 3.2.7 血液相容性实验 |
| 3.2.8 体外细胞实验 |
| 3.2.9 皮下埋植模型评价抗钙化能力 |
| 3.2.10 H&E染色 |
| 3.2.11 Von Kossa染色 |
| 3.2.12 钙含量分析 |
| 3.2.13 实验数据分析 |
| 第三节 结果与讨论 |
| 3.3.1 脱细胞处理对细胞外基质成分的影响 |
| 3.3.2 XPS分析证明姜黄素成功交联 |
| 3.3.3 姜黄素交联生物瓣膜的机械性能和热力学稳定性 |
| 3.3.4 姜黄素交联生物瓣膜的血液相容性评价 |
| 3.3.5 姜黄素交联生物瓣膜的细胞毒性评价 |
| 3.3.6 皮下埋植抗钙化模型评价姜黄素交联处理的抗钙化性能 |
| 第四节 本章小结 |
| 第四章 总结与展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 个人简历 |
（7）组织工程化软骨皮下异位骨化及预防（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 中英文缩写对照表 |
| 绪论 |
| 1 软骨组织工程与骨髓间充质干细胞 |
| 2 软骨组织工程与微环境 |
| 3 软骨调节素-1与BMSC构建软骨的皮下环境稳定性 |
| 4 阿西替尼-纳米纤维膜有效抵抗软骨的血管化和骨化 |
| 第一章 CHM1 基因敲除小鼠建系和敲除后BMSC细胞学变化 |
| 第一节 CHM1基因敲除小鼠的繁殖与建系 |
| 1.材料和方法 |
| 2.小鼠关节软骨的组织学染色 |
| 3.实验结果 |
| 4.讨论 |
| 第二节 小鼠的BMSC的分离培养和细胞特性 |
| 1.材料和方法 |
| 2.结果 |
| 3.讨论 |
| 本章小结 |
| 第二章 敲除CHM1 基因对BMSC构建三维软骨在皮下环境的影响 |
| 第一节 敲除CHM1 基因对BMSC构建软骨样pellet在皮下环境的影响 |
| 1.材料和方法 |
| 2.结果 |
| 3.讨论 |
| 第二节 敲除CHM1 基因对BMSC结合材料构建的软骨在皮下环境的影响 |
| 1.材料和方法 |
| 2 结果 |
| 3.讨论 |
| 本章小结 |
| 第三章 阿西替尼缓释支架抵抗软骨内血管化和骨化的作用 |
| 1 材料和方法 |
| 2.结果 |
| 3.讨论 |
| 本章小结 |
| 全文总结 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 附录 发表及投寄论文 |
（8）纳米羟基磷灰石薄膜与人脐静脉血管内皮细胞的增殖（论文提纲范文）
| 0 引言 Introduction |
| 1 材料和方法 Materials and methods |
| 2 结果 Results |
| 3 讨论 Discussion |
（9）组织工程心脏瓣膜种子细胞:来源及应用（论文提纲范文）
| 文章亮点: |
| 0 引言Introduction |
| 1 资料和方法Data and methods |
| 2 结果Results |
| 3 讨论Discussion |
（10）静电纺制备胶原蛋白/聚氨酯心脏瓣膜组织工程支架材料的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 组织工程 |
| 1.1.1 组织工程学的建立 |
| 1.1.2 组织工程学的发展 |
| 1.1.3 组织工程支架 |
| 1.2 静电纺丝 |
| 1.2.1 静电纺丝起源 |
| 1.2.2 静电纺丝基本原理及装置 |
| 1.2.3 静电纺成丝理论分析 |
| 1.2.3.1 引言 |
| 1.2.3.2 聚合物射流的产生 |
| 1.2.3.3 聚合物射流的不稳定拉伸 |
| 1.2.3.4 聚合物射流固化为纳米纤维 |
| 1.2.4 静电纺丝的影响因素 |
| 1.2.4.1 体系参数 |
| 1.2.4.2 过程参数 |
| 1.2.4.3 环境参数 |
| 1.2.5 静电纺丝制备取向纳米纤维的最新进展 |
| 1.2.5.1 高速旋转的收集圆筒 |
| 1.2.5.2 高速旋转的金属丝制圆筒接收装置 |
| 1.2.5.3 有金属丝缠绕的圆柱体接收装置 |
| 1.2.5.4 内部带针尖的圆柱体接收装置 |
| 1.2.5.5 下部带有刀口电极的高速旋转管接收装置 |
| 1.2.5.6 飞轮型收集装置 |
| 1.2.5.7 平行电极接收装置 |
| 1.2.5.8 平行圆圈接收装置 |
| 1.2.5.9 十字形排列电极的接收装置 |
| 1.2.5.10 利用水浴收集 |
| 1.2.5.11 收集框 |
| 1.2.5.12 辅助电极/电场 |
| 1.2.5.13 单轴平行排列纤维收集装置 |
| 1.4 组织工程心脏瓣膜概述 |
| 1.4.1 概述 |
| 1.4.2 心脏瓣膜的结构及功能 |
| 1.4.2.1 主动脉瓣 |
| 1.4.2.2 瓣叶的结构及功能 |
| 1.4.2.3 瓣叶机械性能 |
| 1.4.3 组织工程心脏瓣膜的研究方法 |
| 1.4.4 组织工程心脏瓣膜支架的选择和要求 |
| 1.4.4.1 同种瓣膜支架 |
| 1.4.4.2 异种瓣膜支架 |
| 1.4.4.3 天然材料 |
| 1.4.4.4 合成材料 |
| 1.4.4.5 混合型支架材料 |
| 1.4.5 静电纺在组织工程心脏瓣膜上的应用 |
| 1.5 热塑性聚氨酯与胶原蛋白 |
| 1.5.1 热塑性聚氨酯 |
| 1.5.1.1 热塑性聚氨酯在生物医学中的应用 |
| 1.5.1.2 热塑性聚氨酯的结构特点 |
| 1.5.2 胶原蛋白 |
| 1.6 本文研究内容与意义 |
| 1.7 参考文献 |
| 第二章 热塑性聚氨酯/胶原蛋白共混静电纺丝制备组织工程瓣膜支架 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 实验材料及溶剂 |
| 2.2.2 实验设备 |
| 2.2.3 纺丝溶液的配制 |
| 2.2.4 共混静电纺纳米纤维的制备 |
| 2.2.5 纳米纤维的形态表征 |
| 2.2.6 纤维表面元素分析(XPS) |
| 2.2.7 纳米纤维膜孔隙率测试 |
| 2.2.8 纳米纤维膜亲疏水性测试 |
| 2.2.9 纳米纤维膜力学性能测试 |
| 2.2.10 红外光谱测试(FTIR) |
| 2.3 结果及讨论 |
| 2.3.1 共混静电纺丝溶剂的选择 |
| 2.3.2 纳米纤维形态学研究 |
| 2.3.2.1 纺丝液配比对纤维形态的影响 |
| 2.3.2.2 纺丝溶液浓度对纳米纤维形态的影响 |
| 2.3.2.3 纳米纤维表面形态分析 |
| 2.3.3 纳米纤维膜的化学构成分析 |
| 2.3.4 纳米纤维膜表面元素分析 |
| 2.3.5 纳米纤维膜的亲疏水性分析 |
| 2.3.6 纳米纤维膜的孔隙率分析 |
| 2.3.6.1 图像法测试 |
| 2.3.6.2 密度计算法测试 |
| 2.3.7 纳米纤维膜的力学性能分析 |
| 2.4 小结 |
| 2.5 参考文献 |
| 第三章 热塑性聚氨酯/胶原蛋白同轴静电纺丝制备组织工程瓣膜支架 |
| 3.1 引言 |
| 3.1.1 本章研究目标 |
| 3.1.2 同轴射流的产生和机理 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 实验材料及溶剂 |
| 3.2.2 实验仪器 |
| 3.2.3 纺丝溶液的配置 |
| 3.2.4 "壳-芯"结构纳米纤维的制备 |
| 3.2.5 壳芯结构纳米纤维的形态表征 |
| 3.2.6 壳芯结构纳米纤维的表面元素测试 |
| 3.2.7 壳芯结构纳米纤维孔隙率测试 |
| 3.2.8 壳芯结构纳米纤维化学结构测定 |
| 3.2.9 壳芯结构纳米纤维力学性能测试 |
| 3.3 实验结果及讨论 |
| 3.3.1 同轴电纺丝工艺的探索 |
| 3.3.2 壳芯结构纳米纤维的形态分析 |
| 3.3.2.1 芯层纺丝溶液浓度对同轴纳米纤维形态的影响 |
| 3.3.3 壳芯结构纳米纤维的表面元素分析 |
| 3.3.4 壳芯结构纳米纤维孔隙率分析 |
| 3.3.5 壳芯结构纳米纤维化学结构分析 |
| 3.3.6 壳芯结构纳米纤维膜力学性能分析 |
| 3.4 小结 |
| 3.5 参考文献 |
| 第四章 取向复合纳米纤维的收集及其性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 实验材料及溶剂 |
| 4.2.2 实验设备 |
| 4.2.3 纺丝溶液的配制 |
| 4.2.4 取向纳米纤维的收集 |
| 4.2.5 取向纳米纤维的形态表征 |
| 4.2.6 取向纳米纤维的取向度测试 |
| 4.2.7 取向纳米纤维的力学性能测试 |
| 4.3 结果及分析 |
| 4.3.1 取向纳米纤维接收装置的设计 |
| 4.3.2 取向纳米纤维表面形态分析 |
| 4.3.2.1 共混静电纺取向纳米纤维表面形态分析 |
| 4.3.2.2 同轴静电纺取向纳米纤维表面形态分析 |
| 4.3.3 取向纳米纤维取向度分析 |
| 4.3.3.1 混合静电纺取向纳米纤维取向分析 |
| 4.3.3.2 同轴复合取向纳米纤维取向分析 |
| 4.3.4 取向纳米纤维力学性能分析 |
| 4.3.4.1 混纺取向纳米纤维力学性能分析 |
| 4.3.4.2 同轴取向纳米纤维力学性能分析 |
| 4.4 小结 |
| 4.5 参考文献 |
| 第五章 热塑性聚氨酯/胶原蛋白复合静电纺纤维的生物相容性评价 |
| 5.1 引言 |
| 5.1.1 生物相容性的影响因素 |
| 5.1.2 生物相容性评价方法的选择 |
| 5.2 实验部分 |
| 5.2.1 实验材料 |
| 5.2.2 实验设备 |
| 5.2.3 复合静电纺材料的制备 |
| 5.2.3.1 共混静电纺材料的制备 |
| 5.2.3.2 同轴静电纺材料的制备 |
| 5.2.3.3 细胞培养前的材料交联处理 |
| 5.2.4 细胞培养 |
| 5.2.4.1 材料处理 |
| 5.2.4.2 复苏细胞 |
| 5.2.4.3 消化细胞 |
| 5.2.4.4 细胞种植 |
| 5.2.4.5 MTT实验 |
| 5.2.5 细胞微观形态观察 |
| 5.3 实验结果及讨论 |
| 5.3.1 共混静电纺支架生物相容性评价 |
| 5.3.1.1 共混电纺支架细胞粘附实验 |
| 5.3.1.2 共混电纺支架细胞增殖实验 |
| 5.3.1.3 共混电纺支架细胞微观形态观察 |
| 5.3.2 同轴电纺支架生物相容性评价 |
| 5.3.2.1 同轴电纺支架细胞粘附实验 |
| 5.3.2.2 同轴电纺支架细胞增殖实验 |
| 5.3.2.3 同轴电纺支架细胞微观形态观察 |
| 5.3.3 复合纳米纤维支架对细胞生长取向的初步研究 |
| 5.4 小结 |
| 5.5 参考文献 |
| 第六章 静电纺复合快速成型制备组织工程心脏瓣膜支架及其体外生物反应器的初步建立和检测 |
| 6.1 引言 |
| 6.1.1 快速成型技术及其在组织工程支架制备中的应用 |
| 6.1.2 熔融沉积制造 |
| 6.1.3 生物反应器的设计与应用 |
| 6.1.3.1 生物反应器的种类 |
| 6.1.3.2 生物反应器的设计 |
| 6.2 快速成型制备瓣膜环 |
| 6.2.1 实验材料及设备 |
| 6.2.2 快速成型制备 |
| 6.2.2.1 快成成型准备工作 |
| 6.2.2.2 CAD模型制备准备工作 |
| 6.2.2.3 FDM制备过程 |
| 6.2.2.4 FDM支架微观形态 |
| 6.2.3 快速成型瓣膜环与静电纺材料进行复合 |
| 6.3 体外生物反应器的初步建立及体外动态培养 |
| 6.3.1 生物反应器的设计 |
| 6.3.2 生物反应器的体外动态培养 |
| 6.3.2.1 材料准备 |
| 6.3.2.2 细胞分离与培养 |
| 6.3.2.3 生长动力学测试 |
| 6.3.2.4 流体对细胞粘附影响测试 |
| 6.3.2.5 结果及分析 |
| 6.4 小结 |
| 6.5 参考文献 |
| 第七章 结论及后续工作建议 |
| 7.1 总结 |
| 7.2 后续工作建议 |
| 攻读博士期间发表论文及申请专利情况 |
| 致谢 |
四、组织工程心脏瓣膜构建中内皮细胞增殖的影响因素（论文参考文献）
- [1]基于甲基丙烯酰化明胶水凝胶/脱细胞瓣膜复合支架的构建及其性能研究[D]. 刘昌俊. 武汉纺织大学, 2021(01)
- [2]基于介孔二氧化硅负载siRNA修饰去细胞猪主动脉瓣膜支架构建组织工程抗钙化心脏瓣膜研究[D]. 余文朋. 南昌大学, 2021(01)
- [3]过表达Gab1蛋白促进HGF介导的内皮祖细胞增殖与迁移的研究[D]. 樊卿. 青岛大学, 2019(03)
- [4]新型全生物肺动脉带瓣管道与全生物人工瓣膜的临床前动物实验[D]. 任恺. 中国人民解放军空军军医大学, 2019(06)
- [5]基于模具辅助的心脏主动脉瓣膜3D打印及细胞损伤仿真分析[D]. 周为. 大连理工大学, 2019(02)
- [6]心血管生物材料的组织再生过程研究[D]. 秦怡博. 北京协和医学院, 2019(02)
- [7]组织工程化软骨皮下异位骨化及预防[D]. 张永军. 上海交通大学, 2018
- [8]纳米羟基磷灰石薄膜与人脐静脉血管内皮细胞的增殖[J]. 程光存,严中亚,李春生,严宇,韦晓勇. 中国组织工程研究, 2015(12)
- [9]组织工程心脏瓣膜种子细胞:来源及应用[J]. 蒲磊,李亚雄,蒋立虹. 中国组织工程研究, 2014(02)
- [10]静电纺制备胶原蛋白/聚氨酯心脏瓣膜组织工程支架材料的研究[D]. 陈锐. 东华大学, 2010(08)