一、血管组织工程中单根主动脉培养的内皮细胞和平滑肌细胞形态学和生长增殖（论文文献综述）
霍达[1]（2021）在《仿生构建功能化小口径组织工程血管》文中提出研究背景:心血管疾病引起的血管阻塞仍是全球范围内导致患者死亡的重要原因,尽管球囊血管成形术等传统手术已经得到了发展,但仍有许多患者需要接受血管移植手术,如冠状动脉搭桥手术。此外还有许多疾病治疗需要使用血管替代物进行移植,例如血液透析患者的动静脉分流术,创伤导致血管损伤患者的血管移植术等。目前自体移植物例如胸廓内动脉和隐静脉是冠脉搭桥的金标准移植物,但静脉在移植到需要承受高压的动脉部位时长期表现不够好,还有很多患者由于健康状况较差而使得自体血管无法用于移植。在其他的血管移植术中,各种高分子材料的人工血管移植物成为自体血管的替代品,如膨体聚四氟乙烯（expanded polytetrafluoroethylene,e-PTFE）,但是其生物相容性、顺应性等方面有很多不足,当其口径较小时易形成血栓,限制了其临床应用。在过去的十几年里,血管组织工程已经成为发展最快的研究领域之一。血管组织工程的目的是综合应用材料学、生物学设计出有活性的性质与天然血管相似的组织工程血管（tissue engineered blood vessel,TEBV）。但目前TEBV仍然存在制备周期较长、细胞来源有限、力学性能不足、植入后易形成血栓等诸多缺点。天然血管之所以具有完备的生物学功能和优异的力学性能,与其组成和结构密切相关。血管由内膜、中膜和外膜三层结构组成,内膜为内皮细胞层,能够调控凝血平衡,防止血栓形成;中膜由定向排列的平滑肌、弹性纤维和胶原纤维组成,提供了主要的力学强度;外层为包含成纤维细胞和外周神经的结缔组织。本研究从仿生学角度出发,针对TEBV的构建进行了以下几个方面的研究。研究方法:血栓形成是TEBV植入体内后首先需要解决的问题。TEBV作为外源异物,植入后容易造成血小板的活化、聚集以及后续的凝血反应,在这个过程中,活化的血小板释放的高浓度二磷酸腺苷（adenosine diphosphate,ADP）起到了重要促凝作用。人体血管内皮细胞表面的两种胞外核苷酸酶:CD39与CD73,对ADP浓度起到调节作用,然而TEBV在体内完成内皮化需要较长的时间。为了实现早期抗凝,我们以还原氧化石墨烯（reduce graphene oxide,r GO）作为载体,将CD39与CD73两种酶蛋白通过共价键结合在其表面,随后将r GO-酶复合物修饰在脱细胞血管表面,进行了体外和大鼠体内的酶活性、抗凝抗血栓等功能的验证。随后,我们解析天然血管的成分和微结构,制备出具有仿生定向排列纤维结构的高强度双网络水凝胶血管。动物来源的脱细胞血管尽管有着力学性能好、来源广的优点,但异种材料引起的免疫排斥和尺寸口径不能自由选择的缺点限制了其应用。水凝胶是广泛应用于组织工程的材料,但能够承受较大压力或张力的水凝胶工程化组织仍较少见,力学强度不足仍是其最大的短板之一。我们首先设计了可以快速温和制备的光固化双网络（double-network,DN）水凝胶,并在其中添加了碳纳米管（carbon nanotube,CNT）,模仿天然血管纳米纤维结构,通过能量耗散机制和纤维网络提高整体的强度和顺应性。随后利用该水凝胶通过3D打印技术制备出血管结构后,对其进行限制性风干处理（Restricted air drying,RAD）,以得到类似天然血管的分层级定向排列纤维结构,最终得到RAD-CNT-DN高强度水凝胶血管。单纯的水凝胶血管仍不具备天然动脉血管的分层结构,且不易直接接触血液。最后我们复合PCL纤维膜、生物膜和上述合成的DN水凝胶,并利用细胞3D打印和细胞种植技术,制备出三层结构细胞化小口径血管。我们使用脱细胞血管内膜作为血管的内层分隔水凝胶与血液,起到类似血管内弹性膜的物理分隔作用,并提供一定的力学强度。在外面包被一层使用微纳3D打印技术制备的PCL纤维膜,PCL纤维具有交错的定向排列结构,与血管中层定向排列的纤维,可以提供足够的力学强度。外层使用含有人脐带来源间充质干细胞（mesenchymal stem cells,MSC）生物墨水打印细胞层。随后将诱导多能干细胞（induced pluripotent stem cells,i PS cells）定向诱导分化为血管内皮细胞,使用自行搭建的血管灌流培养系统将其种植在血管内表面,得到内皮化的三层血管。研究结果:血管表面功能仿生的实验结果表明,CD39与CD73形成的嘌呤能通路,能在生理条件下将局部微环境中血小板活化释放的ADP转化为一磷酸腺苷（adenosine monophosphate,AMP）和腺苷,两者能够起到调控微环境、防止血栓形成并促进内皮化的作用。片状结构的r GO不仅能够保证级联酶促反应的顺利进行,而且能够增强酶蛋白在血管内表面的分散程度和稳定性。动物实验结果表明,r GO-酶修饰后的TEBV相比未修饰的血管更不易形成急性血栓,内皮化程度更好,能够保持通畅。微结构仿生实验结果表明,快速合成的DN水凝胶通过能量耗散提升了强度和韧性。在RAD处理过程中,水凝胶血管内部在特定方向产生的应力使得高分子聚合物逐渐形成分层级的定向排列纤维结构,该结构与血管壁的纤维排列结构类似。力学测试结果表明,我们制备的水凝胶血管弹性模量、断裂强度、极限形变和爆破压力都有显着提升,顺应性更加接近天然血管。三层血管制备的体外实验结果表明,MSC细胞在水凝胶内三维生长状态良好,细胞在PCL纤维引导下沿着纤维方向生长。血管内表面种植的内皮细胞在冲刷力作用下定向排列,接近天然血管内皮细胞排列方式。对三层血管进行了初步的大鼠体内移植实验,结果表明MSC细胞可以存活7d以上,种植了内皮细胞的血管更不容易形成血栓,移植14d后保持通畅。结论:综上所述,本论文通过对血管功能和结构的解析进行仿生设计,首先制备出具有仿生内皮细胞涂层的抗血栓TEBV,然后利用水凝胶材料和3D打印技术,制备出具有类似天然血管纤维微结构的高强度水凝胶血管,最后复合使用脱细胞材料、高分子材料和含细胞水凝胶,制备出三层仿生血管,并进行了动物体内移植实验。该方法将之前需要两周以上的体外培育过程缩短到一天以内。3D打印技术可以灵活地调整血管口径和长度。结果表明,这些仿生手段能够实现血管内表面抗血栓,快速制备出具有优良力学性能的小口径血管,为体外设计制备TEBV提供了新的方法和思路。
潘琍[2]（2021）在《TRPV1靶点药物对三维微血管网的影响初步研究》文中研究说明第一部分三维微血管网的构建目的:构建微血管网络,即新血管聚集的过程,对于许多疾病和外科手术中构建工程化的结构组织都是必不可少的。在体外预先构建血管网络可以维持细胞活性,诱导组织分化,并促进植入物移植后的存活。作为血管的种子细胞——内皮细胞（Endothelial cells,ECs）,在新生血管的形成和现有血管的重塑过程中扮演着一个核心角色。因此,本研究使用人脐静脉内皮细胞（Human umbilical vein endothelial cells,HUVECs）与人皮肤成纤维细胞（Human skin fibroblast cells,HSFs）应用细胞共培养技术在三维（Three-dimensional,3D）纤维蛋白构建物中生成微血管网络,探索影响血管形成的环境因素,优化构建微血管网络条件;在上述实验摸索成管网的最宜条件下,将HUVECs与脂肪间充质干细胞（Adipose-derived mesenchymal stromal cells,ADSCs）共培养,观测HUVECs与ADSCs是否也能成功形成管网结构;HUVECs是作为再生血管种子细胞的首选,但其来源有限。因此,本研究还应用SD大鼠成体细胞——腹主动脉ECs,加入上实验摸索成管网的最宜条件,观测SD大鼠腹主动脉ECs和HSFs是否也能成功形成微血管网,验证构建微血管网络条件的普适性。为后续实现快速体内内皮化和提高移植后的通畅性,优化、简化组织工程血管移植物的制备方法奠定基础。方法:（1）HUVECs在胎牛血清（Fetal bovine serum,FBS）不同浓度（2%、5%、10%）下观察细胞形态;HUVECs与HSFs在不同细胞密度（0.75×106/m L、1×106/m L、1.5×106/m L、3×106/m L）、不同浓度的纤维蛋白原（1 mg/m L、5 mg/m L、10 mg/m L,25μL纤维蛋白原溶液）、凝血酶（0.5 mg/m L、1 mg/m L、10 mg/m L,25μL凝血酶溶液）和交联剂京尼平（0.05 mg/m L、0.5 mg/m L、1 mg/m L、3 mg/m L、6 mg/m L）的情况下进行共培养,观察1、3、5、7天HUVECs与HSFs在纤维蛋白基质中成网效果,运用免疫荧光、共聚焦成像技术在体外监测血管形成的过程;用形成微血管化最宜条件,将HUVECs与ADSCs以5:1的比例进行3D共培养,观察3、5、7天的成网效果,共聚焦成像技术监测体外微血管形成的过程。（2）从健康的SD大鼠中分离培养腹主动脉ECs,选择生长状况良好的第3代细胞,观察细胞生长形态;腹主动脉ECs用Matrigel基质胶上验证成管能力、测定一氧化氮的分泌和免疫荧光染色法观察相关抗原（VIII factor、CD31、v WF）的表达;探究在HSFs做基础条件下,用形成微血管化的最宜条件,SD大鼠腹主动脉ECs和HSFs以5:1的比例进行共培养,观察3、5、7天的成网效果,共聚焦成像技术监测体外微血管形成的过程。结果:（1）当HUVECs和HSFs的细胞比例为5:1,FBS浓度5%,细胞密度3×106/m L,纤维蛋白原浓度5 mg/m L,凝血酶浓度0.5 mg/m L,交联剂京尼平浓度为0.05 mg/m L时,在培养的第3天到第5天可观察到较好的形成微血管化,微血管网最长可稳定维持至第7天;在3D纤维蛋白构建物条件下,HUVECs与ADSCs也能在第3天呈现较好的微血管网络,并且稳定维持7天。（2）成功分离SD大鼠腹主动脉ECs,形态上,腹主动脉ECs最初由于细胞密度小呈现成纤维状,当细胞呈簇状分布时,细胞形态呈排列铺路的鹅卵石样;鉴定结果显示腹主动脉ECs既有成管能力,并且能分泌一氧化氮以及高表达ECs标志物（VIII factor、CD31、v WF）;在纤维蛋白基质中SD大鼠腹主动脉ECs和HSFs也能在第3天呈现较好的微血管网络,并且稳定维持7天。结论:（1）构建微血管网络受FBS浓度、细胞密度和纤维蛋白原的影响,而凝血酶的浓度对细胞形态以及构成微血管网络的影响不大,但是会影响纤维蛋白基质的凝结时间,交联剂京尼平的浓度直接影响纤维蛋白基质的稳定性和硬度;在形成微血管化最宜条件下,HUVECs与ADSCs在3D纤维蛋白构建物中也可以构建微血管网络;（2）在形成微血管化最宜条件下,成体细胞（大鼠腹主动脉ECs）在3D纤维蛋白构建物中也可以构建微血管网络,验证3D纤维蛋白构建物条件具有一定的普适性。第二部分TRPV1靶点药物对三维微血管网的影响目的:瞬时受体电位香草酸亚型1（Transient receptor potential vanilloid 1,TRPV1）是一种非选择性阳离子通道,广泛存在于各级血管内皮细胞及内皮祖细胞。TRPV1参与调节血管内皮细胞的迁移,增殖和微血管生成,近来被认为是调节血管形成的重要靶点。既往研究发现TRPV1的配体如激动剂辣椒素（Capsaicin,Cap）及拮抗剂辣椒平（Capsazepine,CAPZ）等可以在体外二维（two-dimensional,2D）环境下影响单独培养的ECs成管效应。因此,本研究进一步在2D（基底膜基质胶）和3D（纤维蛋白基质胶）血管网模型,观察不同剂量TRPV1激动剂Cap、部分激动剂吴茱萸次碱（Rutaecarpine,Rut）和拮抗剂CAPZ对HUVECs与HSFs或ADSCs细胞共培养模型的微血管网形成作用。方法:将HUVECs与ADSCs,同时将HUVECs与HSFs均置于基底膜基质胶上混合共同培养,探究细胞在联合培养的情况下加入不同浓度（1μM、3μM、10μM）的Cap、Rut、CAPZ,在显微镜下观察微血管成网的效果。同时HUVECs与ADSCs在纤维蛋白基质上混合共培养,探究Cap、Rut、CAPZ在1μM、3μM、10μM的浓度下对微血管成网的影响。结果:（1）在2D环境中:HUVECs与ADSCs联合培养时,TRPV1受体激动剂Cap随着浓度的增加,可以显着的增加微血管成网交叉点数,差异具有统计学意义（P<0.05）,但血管分支长度并没有显着影响,无显着性差异（P>0.05）;TRPV1受体激动剂Rut随着浓度的增加,对微血管成网的效果没有显着影响,结果无显着性差异（P>0.05）;TRPV1受体拮抗剂CAPZ,在高浓度下,明显抑制微血管成网,差异具有统计学意义（P<0.05）;HUVECs与HSFs联合培养时,TRPV1受体激动剂Cap随着浓度的增加,可以显着的增加微血管成网交叉点数和分支长度,差异具有统计学意义（P<0.05）;TRPV1受体激动剂Rut在低浓度下促进交叉点数的效果,差异具有统计学意义（P<0.05）,但是血管分支长度并没有显着影响,无显着性差异（P>0.05）;TRPV1受体拮抗剂CAPZ,在高浓度下,明显抑制微血管成网,差异具有统计学意义（P<0.05）。（2）在3D纤维蛋白环境中:HUVEC与ADSCs在纤维蛋白基质中混合共培养,在1μM、3μM、10μM的浓度下,Cap促进微血管成网的交叉点数,差异具有统计学意义（P<0.05）,但是Cap对血管分支长度并没有显着影响,结果无显着性差异（P>0.05）;Rut促进微血管成网效果,差异具有统计学意义（P<0.05）,CAPZ明显抑制微血管成网,差异具有统计学意义（P<0.05）。结论:（1）Cap、Rut、CAPZ对于在体外二维环境下细胞联合培养形成的微血管网络都有不同程度的影响:在1μM、3μM、10μM的浓度下,TRPV1受体激动剂Cap和Rut,对于不同细胞的构成的微血管网络均有不同程度的影响,但TRPV1受体拮抗剂CAPZ随着浓度的增加,都明显抑制微血管网络的构建。（2）在更真实的生物3D环境下,TRPV1受体激动剂Cap和Rut一定程度的可以促进微血管成网,而TRPV1受体拮抗剂CAPZ明显抑制微血管成网。
廖熙[3]（2021）在《基于共轭静电纺丝技术构建可降解管状组织工程支架》文中认为在物质生活极大丰富的当今社会,人们享受美好生活的同时也被一种疾病——心血管疾病所困扰。据有关统计,自1990年至今全球心血管疾病的患病率从2.71亿上升到5.23亿;心血管疾病的死亡率从1210万增加到1860万。而中国是心血管疾病死亡率最高的国家,且从患病趋势来看,心血管疾病愈发的年轻化、幼龄化。目前,临床上治疗心血管疾病的主要方法还是“自体移植”,但该方法仅相当于“拆东墙补西墙”效果并不理想。与血管疾病类似,周围神经损伤也是常见的临床疾病,主要由意外事故和医源性创伤造成,患者多呈现感官障碍、运动障碍,严重者甚至瘫痪。血管与神经导管均为人体管状组织,如何有效解决管状组织病变是当前科研工作者亟待攻关的问题。组织工程是当今热门学科,利用该技术能够构建出在结构和成分上高度仿生人体血管和神经导管的管状支架。而构建组织工程支架的方式有多种,其中静电纺丝法所制备的纳米纤网能有效模拟细胞外基质,为细胞的黏附和增殖提供完美的生长空间。本文利用共轭静电纺丝技术构建纳米纤维管状支架并应用于血管和神经导管组织工程。主要研究内容如下:（1）以生物友好型材料丝素蛋白（SF）和聚乳酸-聚己内酯共聚物（PLCL）为原料,通过传统静电纺丝技术制备不同质量比的SF/PLCL复合纳米纤维,并对各纳米纤维的形貌、红外、力学、亲疏水性及蛋白质吸附性等性能进行表征。结果表明,当SF/PLCL质量比为40:60时复合纳米纤维的综合性能最佳。该结果为后续实验提供了重要的研究基础。（2）为获得具有三维结构的管状支架,在上述制备二维平面纳米纤维膜的基础上,以自制的聚四氟乙烯（PTFE）棒作为内芯（直径1 mm）,结合共轭静电纺丝技术制备出纳米纤维包芯纱,然后抽取内芯获得微口径纳米纤维血管支架。随后对SF/PLCL复合纳米纤维血管支架的纤维形貌、物化性能、力学性质、生物相容性等进行表征。结果发现,SF/PLCL复合纳米纤维血管支架具有均匀的管状结构,优异的力学性质,良好的生物相容性。体外细胞培养结果表明该支架能有效促进血管内皮细胞（VECs）的黏附和增殖,为血管支架的可行性提供了证明。（3）在纳米纤维血管支架的研究基础上进一步创新,制备复合管状结构的神经导管支架,将多根纳米纤维包芯纱捆成一束,以其作为内芯利用共轭静电纺丝技术在其表面纺制一层纳米纤维,抽取PTFE棒获得具有管中管结构的纳米纤维神经支架。对SF/PLCL复合纳米纤维神经支架的形貌、基础特性及生物相容性进行表征。结果表明,所制备的神经支架具有多通道管状结构,并且力学性能和生物相容性良好。体外细胞培养测试表明该神经支架能够显着促进血旺细胞（SCs）的迁移、增殖。该支架在替代受损周围神经组织方面拥有巨大的应用前景。
李鹏飞[4]（2021）在《基于气体信号分子释放策略的小口径组织工程血管的制备研究》文中认为心血管疾病（Cardiovascular disease,CVD）是全球致残和死亡的主要原因。血管移植是治疗心血管疾病的主要方法之一。大口径人工血管移植已在临床广泛应用,但小口径人工血管（<4 mm）仍存在血栓、术后再狭窄及远期通畅率低等问题。组织工程技术从组织再生的角度出发,为解决小口径血管移植手术中存在的诸多问题提供了全新的解决方案。一氧化氮（Nitric Oxide,NO）是内皮细胞产生的一种重要信号分子,在心血管系统中维持内皮细胞正常的血运功能和血管的血压稳定,抑制血小板的粘附和激活,抑制平滑肌细胞非正常增殖。硫化氢（Hydrogen Sulfide,H2S）是继NO和CO之后发现的第三种气体信号分子。与NO类似,在心血管系统中,H2S可血压调节、促进血管生成、抑制内膜增生和炎症。基于NO和H2S在心血管系统中的重要作用,本文旨在构建具有可释放NO或H2S的小口径组织工程血管,通过气体信号分子调节内皮细胞和平滑肌细胞的生长,促进血管的重建。本文首先就目前常用的小分子H2S供体存在的体内释放时间过快,溶解度差,难以直接用于组织工程血管等问题。合成人发角蛋白硫化氢供体KAT,解决H2S溶解度低、释放快、细胞毒性大的问题,可将H2S的释放时间可从12 min延长至约100 min。通过静电纺丝制备了可释放H2S的PCL/KAT小口径组织工程血管。血管的内径约2 mm,H2S的释放时间约7天。该血管可通过释放H2S调控人脐静脉内皮细胞（Human Umbilical Vein Endothelial Cells,HUVEC）和人脐动脉平滑肌细胞（Human Umbilical Arteria Smooth Muscle Cells,HUASMC）的协同生长,加快血管形成内皮层。在证明释放H2S的小口径组织工程血管对血管平滑肌细胞和内皮细胞的调节作用后,进一步制备了可释放H2S和NO的小口径组织工程血管作用。体外释放实验表明该可稳定催化内源供体S-亚硝基谷胱甘肽（S-Nitrosoglutathione,GSNO）释放NO,H2S释放可持续约至7天。细胞培养增殖和迁移实验证明NO和H2S的释放可更有效地促进HUVEC生长和迁移,抑制HUASMC的增殖和迁移,促进血管的正常重建。该血管可通过释放H2S降低HUVEC内的活性氧（Reactive Oxygen Species,ROS）,以保护HUVEC免受氧化应损伤。为了进一步延长H2S的缓释时间,采用“一锅法”在可释放H2S的人工血管表面构建多巴胺和两性离子多功能涂层。铜离子的引入提高了涂层的稳定性,也可催化内源供体GSNO释放NO。亲水性测试和蛋白粘附结果表明聚多巴胺和两性离子涂层增加了血管表面的亲水性,降低了血管表面的蛋白粘附,降低了谷胱甘肽（Glutathione,GSH）向纤维内的扩散。H2S的释放速率较平缓,可持续释放14天。体外细胞增殖和迁移实验表明小口径血管促进HUVEC的迁移和生长,抑制HUASMC的增殖和迁移,促进HUVEC的血管内膜的覆盖和血管重建。仿生天然血管多层的结构,采用静电纺丝技术制备了内径约为2 mm的双层小口径组织工程血管。将铜离子固定在PCL内膜上,赋予类似天然血管内皮层的功能,可催化内源性供体GSNO生成NO。采用同轴纺丝制备壳-芯结构的PLCL/KAT外层,可与GSH反应释放H2S,具有类似天然血管中层释放H2S的功能。该组织工程血管内膜可促进HUVEC的生长和迁移。壳-芯结构的外膜H2S可持续释放约10天,对HUASMC的增殖和迁移具有抑制作用。通过体外灌流培养结果表明该小口径血管可促进HUVEC的粘附和增殖,具有快速促进血管内皮化的潜力。综上,本研究基于气体信号分子释放策略,采用静电纺丝技术制备了四种小口径组织工程血管,四种组织工程血管呈现了结构和功能上的递进关系。研究了血管结构、化学组成、气体信号分子的释放和对细胞的调控,为人工血管的制备和气体信号分子在血管组织工程中应用提供了新的策略和技术方案。
王建[5]（2020）在《新型小口径人工血管的研发》文中研究说明心血管疾病严重危害人类的生命健康,主要临床表现为血管狭窄或堵塞,严重者需要进行搭桥手术。自体移植物（例如乳内动脉,大隐静脉和桡动脉）是小口径（<6?mm）血管移植中常见的临床选择,但由于来源有限或系统性血管疾病,大大限制了它的临床应用。组织工程血管移植物（TEVGs）作为替代自体移植物最有前途的选择之一,在通畅性,机械性能和快速内皮化方面可作为现成的血管移植应用的极佳支架,但长期而言其血管壁再生不足。因此,用于原位置换的组织工程血管必须提供额外的生化功能整合到支架结构中以改进临床成功率。众所周知,细胞外基质（ECM）作为细胞微环境的关键组成部分,是通过提供复杂的形态发生线索决定细胞命运的有效媒介。尽管天然脱细胞血管的重要性已经得到充分肯定,但是,还没有研究者系统探索特定血管细胞细胞外基质在血管再生中的作用。本研究在之前工作的基础上,对人工血管的材料和结构进行了优化,并且通过细胞培养,在体外构建了具有血管细胞自身产生的细胞外基质修饰的血管细胞生态位。结果显示,血管细胞对自体生态位具有依赖性,具有血管细胞生态位的双层人工血管在进行血管置换后能够增加宿主血管细胞对人工血管的反应性,有利于宿主细胞的浸润和快速功能化,维持稳定的宿主血管细胞群。该方法为小口径人工血管的研究提供了理论基础,为细胞特异性细胞外基质在组织工程中的应用提供了新的设计视角。
李兴茂[6]（2020）在《双层双取向仿生血管组织工程支架的制备及其性能研究》文中认为随着社会经济的发展,人民生活水平的提高,心血管疾病已经成为了阻碍人类健康的一个巨大的障碍。目前,大中口径人工血管已经应用于临床,并取得了良好的效果;小直径人工血管移植后易产生血栓造成血管的再狭窄,其低长期通畅率限制了它在临床上的应用。应用材料科学与生物科学相结合,构建仿生天然血管细胞外基质（ECM）结构和组成的组织工程支架,体外接种血管细胞进行组织工程化培养,可以降低移植物的免疫原性,防止血栓形成,提高移植物的长期通畅率,所以体外构建组织工程血管作为替换严重病变血管的人工替代物具有巨大潜能。天然血管ECM是由胶原蛋白与弹性蛋白等构成的三维纳米纤维网络状结构,血管功能性细胞在其上呈现多层双取向生长。人工构建的血管组织工程支架需具备合适的力学性能、生物相容性、降解性能及类天然血管ECM结构等特点。静电纺丝技术可制备微米至纳米范围的超细纤维,能够很好的仿生天然血管ECM的结构和功能。本课题利用静电纺丝技术,制备了双层双取向管状小直径高分子复合纳米纤维支架,并对支架的理化性能和组织工程化进行了研究。通过研究不同高分子纤维膜的亲水性和力学性能,最终确定使用（PCL）:聚乳酸羟基乙酸共聚物（PLGA）:明胶（GE）质量比=1:1:1的复合材料制备管状支架。为了尽可能的仿生天然血管的结构与功能,我们改进静电纺丝技术,设计两步纺丝法制备了双层双取向管状小直径血管支架。通过对电纺纳米纤维形貌和管状支架结构特点的表征,证实了管状支架具有类天然血管中功能性细胞取向排布生长的结构特点。其次,分别对支架的力学性能、亲水性、体外降解进行研究和分析。该支架的极限拉伸应力为2.04±0.15 MPa,断裂伸长率为342.48±4.13%,在湿润状态下支架的破裂压力达到了 111.03±6.03 kPa;支架完全亲水,水滴在其上5秒时,接触角变化为0;支架在第4周已经发生了明显得降解,第12周支架重量降解为初始重量的49±2%。体外接种平滑肌细胞（SMCs）和内皮细胞（ECs）后,发现支架对细胞的增殖生长具有良好的促进作用,纤维的取向结构对细胞的生长发挥了良好的接触引导效应,在其上生长的细胞呈现和纤维一样的取向排布生长;扫描电子显微镜（SEM）观察发现细胞的伪足牢牢抓住或跨过单根纤维,有向纤维膜内部的迁移生长的趋势;对细胞骨架染色后,发现细胞的骨架沿纤维的取向方向生长,细胞呈现纺锤体结构。这些结果均表明,复合材料PCL:PLGA:GE=1:1:1（下文简称PPG）具有良好的细胞活性和生物相容性。最后,我们设计制备了仿生天然血管生理微环境的双循环动态灌注系统,对管状支架进行4周的体外组织工程化。HE染色结果表明三维管状支架呈现疏松多孔结构,且观察到丰富的亮粉红色染的胶原纤维,支架形成了类天然血管壁ECM的结构,该结构有利于后续细胞向支架内部的迁移生长。总之,通过改进静电纺丝方法,成功制备具有天然血管壁功能性细胞取向排列结构特点的双层双取向纳米纤维血管支架。研究结果表明,该管状支架可以满足血管组织工程支架对力学、亲水性、体外降解和生物相容性的要求。取向结构纤维可以对其上生长的细胞起到接触引导的效果,取向纤维的孔径也足以支持血管SMCs向支架内部的迁移生长。组织工程化结果表明,其具有疏松多孔的结构和内部含有丰富的亮粉红色的胶原纤维,说明形成了类天然血管ECM结构。
陈昕鑫[7]（2020）在《基于三段式电纺膜制备三层组织工程血管的初步研究及评价》文中认为目的:血管内皮细胞与平滑肌细胞适宜的生长环境不同,在设计组织工程血管时因根据细胞的不同生长特性设计相应的结构。本研究将3种结构纺制于一张电纺膜上,利用其同时具有三种结构的特性制备三层组织工程血管。方法:通过高压静电纺丝技术用聚L-丙交酯-己内酯（PLCL）制备三段式电纺膜。并对电纺膜进行理化性能分析及生物相容性评价。并将材料卷成管状埋入动物皮下,于7天后取出做组织学评价。最后利用体内组织工程方法,将皮下埋入1周后的组织工程血管进行大鼠腹主动脉的原位移植,并于2周、10周时进行腹部多普勒超声检查,10周后取出血管移植物进行组织学分析。结果:三段式电纺膜具有良好的力学性能,生物相容性好,内皮细胞与平滑肌细胞均可在其上快速增殖。组织工程血管皮下埋入1周后组织学分析显示细胞浸润良好。大鼠腹主动脉原位移植2周、10周后腹部多普勒超声显示血管通畅,无血栓附着,血管未发生明显形变。移植10周组织学分析显示,移植血管内皮化良好,有大量平滑肌细胞增殖,形成大量弹性纤维。结论:利用三段式电纺膜制备的三层组织工程血管具有良好的畅通性,因其结构上的仿生设计,利于血管内皮细胞及平滑肌细胞生长,制备过程简单,具有良好的应用潜能。第一部分静电纺丝技术制备三段式电纺膜及其性能研究目的:为解决传统形态电纺膜纤维结构致密无序,不利于细胞浸润、定向排列、形态维持及大孔电纺材料制作的人工血管机械强度不足,移植后管壁易形变的缺点。本研究用自主设计的电纺接收器制备三段式电纺膜,并评估其机械性能,结构特征及生物相容性。方法:采用生物相容性好,降解周期适中的聚合物高分子材料PLCL进行电纺。以10%（m/v）PLCL溶液为原料,通过静电纺丝技术利用自主设计的接收器制得三段式电纺膜。将对电纺膜进行结构力学分析及生物学评价。结果:SEM图像显示,电纺膜的三段具有不同结构,纤维直径与孔径各异,达到设计效果。电纺膜整体力学性能优秀,满足人工血管的要求。同时体外及体内实验证实具有良好的生物相容性。结论:利用自主设计的电纺接收器制备的三段式电纺膜具有良好的生物相容性和力学性能。将其制成三层血管支架进行皮下埋植后,细胞浸润良好,利用体内组织工程的方法制得的人工血管管壁光滑,细胞浸润快,胶原丰富,满足下一阶段动物体内原位移植的要求。第二部分三层复合结构人工血管的初步研究目的:为解决小孔径血管移植后易血栓形成、闭塞风险高,长期通畅率低的缺点,本研究拟利用三段式电纺膜制备三层复合结构人工血管,评价其在体内原位移植后的效果。方法:通过第一部分的方法制备三段式电纺膜,并通过缠绕于硅胶棒上,制得三层血管支架,经过皮下埋植1周,利用体内组织工程的方法制得三层人工血管之后进行SD大鼠腹主动脉原位移植,于2周及10周是通过多普勒超声检测血管通畅性及形态,并于移植10周时,进行取材,对其进行组织学及细胞成分分析。结果:将三层人工血管原位移植到大鼠的腹主动脉中。移植2周和10周时行超声检测,超声图像显示人工血管保持通畅,人工血管内径与自体动脉相仿,未见明显狭窄或扩张。在移植的10周内,人工血管保持其管状结构并显示出良好的机械性能。尽管支架被部分生物降解,但细胞与细胞基质紧密结合,并生成大量胶原蛋白。血管内层被大量v WF（+）的内皮细胞覆盖。Desmin（+）的平滑肌细胞分布于血管壁中外层,标志成熟平滑肌细胞的产生。同时可见大量elastin（+）的弹性纤维生成,但与自体血管相比尚缺乏连续性。结论:利用三段式电纺膜制备的三层人工血管支架在皮下埋植后,有大量的细胞浸润以及胶原生成,使支架更趋于一体化,通过仅1周的时间获得了含自体组织的人工血管,并在体内移植过程中表现出良好的畅通性以及结构强度的稳定,通过组织学与细胞成分分析,其与天然血管具有相似的结构,具有完整的内皮层,可以有效减少血栓的形成,同时含有成熟的平滑肌细胞以及丰富的弹性纤维,有利于维持血管的弹性。这些充分体现了利用三段式电纺膜制备人工血管具有良好的潜力。
易兵成[8]（2020）在《基于仿生取向纤维的表界面功能构筑与血管细胞行为调控》文中指出临床上,每年都有因各种血管疾病（如血管损伤、缺血性疾病及动脉瘤等）带来对血管移植物的高需求。组织工程化血管（TEVGs）是未来最有前景的可用于治疗各种血管疾病的“理想”血管替代物,但目前影响TEVGs临床应用转化的一个主要原因是其植入体内的低远期通畅率问题,尤其是小口径TEVGs（<6 mm）。这主要是由于TEVGs对天然血管组织细胞外基质（ECM）的仿生性不足及领域内对细胞-基质间相互作用的认识还不充分。基于电纺仿生纤维的血管组织工程是领域内的一个研究热点,鉴于天然血管组织的各向异性结构特点,采用仿生取向纤维来构建TEVGs已逐渐受到领域研究者的关注。为实现高仿生TEVGs的构建和维持TEVGs体内的长期通畅及加快其临床应用转化,必须深入理解仿生取向纤维的重要表界面信号（拓扑、力学及生化）在调控血管细胞行为中的作用及机理。本学位论文研究从以下三个方面展开:（1）从调控仿生取向纤维表界面拓扑结构信号的角度出发,本研究首先通过调控纺丝液浓度和注射速率成功制备四种不同直径（0.49、1.76、3.06、4.15μm）的聚乳酸-己内酯共聚物（PLCL）取向纤维,并评价了对人脐静脉内皮细胞（huvECs）响应行为的影响。发现纤维直径过细和过粗均显着影响纤维表面拓扑结构对细胞生长的接触引导作用。纤维直径过细减弱细胞-基质间的相互作用,过粗则减弱细胞-细胞间的相互作用,仅当直径在2μm时才能维持细胞-细胞和细胞-基质间相互作用的平衡,促进内皮层的功能表达。然后,比较了取向沟槽和取向纤维对huvECs取向生长和功能表达影响的差异,发现20μm取向沟槽主要通过抑制细胞在沟槽范围内的生长空间实现细胞取向;而取向纤维是通过协同利用拓扑引导作用和黏着斑引导应力纤维分布共同实现细胞取向。Rho/ROCK信号通路虽不影响细胞铺展能力,但却调控着细胞黏附速率和细胞形貌,且证实取向沟槽上细胞核取向主要受Rho/ROCK信号调控,而取向纤维上细胞核取向受Rho/ROCK信号和基质拓扑结构的共同调控。从功能上分析,取向纤维比取向沟槽更有利于ECs的功能表达。最后,通过在取向沟槽硅片模具上电纺无纺纤维制备了具纳米拓扑结构的取向沟槽纤维膜,发现这种具多级拓扑结构的纤维可综合利用无纺（纳米）纤维拓扑和取向（微米）沟槽拓扑的优势促进ECs功能表达、提高内皮层的致密完整性和抗凝血性能,且证实该调控途径与Rho/ROCK信号通路密切相关。（2）从调控仿生取向纤维表界面力学信号?刚度的角度出发,本研究选用弹性体PLCL为壳层和刚性体左旋聚乳酸（PLLA）为芯层,通过稳定射流同轴电纺技术（SJCES）制备了仅刚度可变（14.68-2141.72 MPa）而表面化学特性和拓扑结构不变的PLCL/PLLA取向纤维,并研究了取向纤维刚度变化对人脐动脉平滑肌细胞（huaSMCs）和huvECs行为的影响。结果表明:取向纤维刚度不影响huaSMCs的取向形貌,但却促进细胞应力纤维的形成,从而增强细胞增殖和迁移能力,甚至诱导细胞向合成型、病态型（如类巨噬细胞表型）转变,呈现出分泌炎症因子募集炎症细胞来破坏内皮层的完整性和促进SMCs过度增殖,具有造成血栓形成和内膜增生发生的风险;另一方面,高刚度取向纤维可使huvECs细胞骨架处于高应力状态,通过增强胞内应力纤维的形成来提高细胞收缩性、破坏细胞间的连接（促进细胞层内孔隙形成）。这种细胞间连接的破坏降低细胞间的相互作用,增强细胞的增殖和迁移能力,影响再生内皮层的致密完整性、抗血栓功能和重塑能力,具有引发动脉硬化和局部炎症反应等血管疾病的风险。（3）从调控仿生取向纤维表界面的生化信号角度,为加速PLCL取向纤维表面的内皮层再生能力,在成功验证赖氨酸（Lys）的促ECs和SMCs功能表达及促多巴胺（DA）聚合维持涂层稳定的基础上,本研究发展了一种Lys介导聚多巴胺（PDA）涂层（即PDA-Lys）的新型表面修饰方法,用于对PLCL取向纤维进行生化修饰,并评估了形成的PDA-Lys涂层对huvECs行为的影响。从材料表面表征分析,Lys可通过Schiff碱反应和Michael加成反应等与PDA共价交联,显着降低PDA涂层中的非共价键（π-π叠加和氢键）形成,从而形成表面光滑的、结构稳定的、具超亲水性的和促蛋白吸附的功能性涂层。PDA-Lys涂层被证实能显着促进huvECs的粘附和铺展,增强细胞-基质间和细胞-细胞间相互作用利于维持细胞层的致密性,促进再生内皮层的功能表达和成熟。综上所述,本研究通过系统探索取向纤维表界面拓扑结构、力学（刚度）特性和生化信号对血管细胞功能表达的影响,揭示了取向纤维细度对huvECs行为的调控机理,比较了取向沟槽和取向纤维诱导huvECs取向生长和功能表达的差异性,演示了具多级拓扑结构纤维促进huvEC层再生的应用潜力;建立了一种在维持纤维拓扑特征不变的前提下实现刚度大范围可调的取向纤维刚度调控方法,证实细胞形态“正确”并不意味着其功能表达“正确”,不合适的取向纤维刚度具有诱导再生内皮层和再生平滑肌层的功能紊乱、导致血管并发症发生的风险;最后发展了一种新型的表界面改性方法（PDA-Lys生化修饰）,证明其具加速取向纤维支架表面的健康内皮化再生的应用功效,也为提高其他惰性合成材料生物相容性提供了可能。这些研究结果将不仅丰富和加深血管组织工程中仿生纤维的表界面特性对调控血管细胞功能作用和机理的认识,也为心血管疾病病理分析提供参考,对推动取向纤维基TEVGs的构建和促进其临床应用转化具有重要指导作用和参考价值。
雷东[9]（2020）在《3D打印弹性仿生支架及其在组织工程中的应用》文中认为组织工程旨在于研究开发替代物并结合人体的再生能力以修复病损组织。生物弹性体能较好模拟人体软组织的力学特征,植入到人体动态的力学环境中能保持结构和力学稳定性,因此在组织工程领域具有巨大的应用前景。近年来,3D（three-dimensional）打印技术因其在宏观形态个性化定制和微观结构精确控制等方面的强大能力,被广泛的应用到再生医学等领域并极大的促进了该领域的创新和发展。然而,如何构模拟天然血管网络,以促进物质交换,让人工组织在体内外能够长期的存活仍然是组织工程的一个关键挑战。另外,可用于3D打印的生物材料很有限,尤其是热固性材料。例如热固性生物弹性体需要在长时间的苛刻条件下才能完成交联,从而无法适用于3D打印这种快速成型方式。此外,如何设计具有个性化结构的管状支架在临床管状组织重建当中也是一个重要问题。但是由于3D打印过程中缺乏支撑作用,导致难以制备有着薄壁多孔结构的大段管状支架。针对上述问题,本课题发展了多种高度通用的新策略,通过挤出式3D打印技术以构建具有多级微孔结构的弹性仿生组织工程支架。主要研究内容如下:（1）本课题第一部分内容主要发展了一种3D打印焦糖化可牺牲模板的方法,以构建可灌注的渗透性多级仿生血管网络（Perfusable and Permeable Hierarchical Microchannel-networks,PHMs）支架。借鉴于中国传统手工艺——糖画的灵感,我们将蔗糖通过一定条件下的焦糖化处理,所获得焦糖墨水可以适用于传统的热塑性加工例如挤出成型。研究了一系列焦糖化处理中（温度和持续时间）和打印过程中（喷嘴尺寸、挤出速率、喷嘴移动速率）的条件,以确保焦糖化墨水具有合适的流变性,从而满足稳定、连续、平滑的打印过程。基于这种3D打印的焦糖模板,我们选用聚己内酯（PCL）作为一种代表性的生物材料开展研究,通过溶液浸渍和模板溶出法来制备PHMs。模板能够被蒸馏水快速溶解除去以形成相互连通的微管道网络。此外,进一步利用人耳数据模型制备了定制的人耳状PHMs。这种方法可以赋予生物材料支架有序的多级结构,从而在多层次模拟天然的血管网络,包括:三维的框架结构、可灌注的微通道网络、渗透性的多孔结构。大量微孔被分布在管道的外表面、内表面以及管壁当中,这些微孔的尺寸均一并且呈正态分布。然后详细地研究了涂层处理中相分离机制的影响因素,包括PCL的不同的分子量、溶液浓度以及所使用溶剂的种类。这种具有可控微孔结构的薄壁管道网络以前很少被报道。值得一提的是,这种PHMs的制备策略具有高度通用性,可以被应用于不同生物材料的加工以制备不同性能的PHMs。作为概念性的验证,我们进一步使用了热塑性的聚氨酯生物弹性体（PCL-PU）和热固性的聚癸二酸甘油酯基聚氨酯（PGSU）生物弹性体作为材料,制备对天然血管网络在结构形态和力学性能上的双效仿生的弹性PHMs。这种方法能够很好地和各种组织工程支架（比如海绵状多孔支架、水凝胶、静电纺纳米纤维支架、细菌纤维素）结合制备含有内嵌仿生血管网络的复合支架。采用水凝胶复合PHMs支架来验证内嵌PHMs的物质运输和交换功能,通过将混有心肌细胞的海藻酸水凝胶对PHMs进行封装以制备三维组织结构。体外实验结果表明,在PHMs的微管道可以提供更好的微环境以维持水凝胶中细胞的生存和活性。此外,在大鼠皮下和心脏外膜植入实验中,与传统的3D打印支架相比,具有特殊结构的PHMs具有更好的组织和血管再生效果。在对心肌梗塞的治疗中,PHMs处理心梗模型后的心肌细胞/成纤维细胞比例显着高于对照组,提示在心梗区域具有更多存活的心肌和减轻的纤维化程度。因此,这种PHMs支架可以作为一种新型的心肌补片而用于心肌梗塞的治疗。（2）本课题第二部分内容,针对热固性材料难以3D打印这个问题,提出了一种新型的通用策略,通过常用的挤出式3D打印机,实现了包括热固性聚酯、聚氨酯和环氧树脂在内多种热固性材料的直接3D打印。该策略的核心将可去除的填充材料与热固性材料预聚物或者前驱体结合为复合打印墨水。作为概念性验证,我们选用代表性的热固性弹性体聚癸二酸甘油酯（PGS）作为打印材料。为了获得稳定的打印性能,对墨水的流变性、挤出性、高温保形性以及微观结构影响,这四个方面进行研究,以获得最优化的打印效果。实验表明墨水中盐颗粒含量的增加会降低流动性,不利于挤出成型,但是会增加高温保形性和结构稳定性,复合比例为1:2是最佳配比,能兼顾流变性、打印稳定性和高温保形性。利用这种方法可以3D打印的PGS支架,具有以往PGS加工方法所难以实现的有序多级结构。其中个性化定制的初级框架结构和图案化排列的二级纤维单元分别可以通过数据建模和打印参数进行控制。更重要的是,第三级结构为在纤维的表面和内部都分布有大量均匀的且相互连通的微孔结构,可大大的提高孔隙率和比表面积,其微孔的尺寸可以通过使用不同尺寸的盐颗粒来进行有效调控。经过3D打印并在盐去除后形成多孔海绵结构。尽管3D打印的PGS支架具有高度的多孔结构,但仍然表现出良好的可拉伸性,优异的弹性和耐疲劳性,在多次形变条件下几乎没有滞后效应,使其能够在体内组织工程应用的动态力学环境中保持原有的多级微孔结构。此外,为了快速观察PGS支架的降解情况,我们采用脂肪酶对其催化降解。3D打印的PGS支架具有良好的体外酶促降解性,在5小时内的降解率为93.5±2.1%。大鼠的皮下移植实验表明,3D打印的PGS支架在逐步降解的同时附近的组织向支架内部生长,同时存在新生的血管并几乎不发生炎症反应。PGS除了良好的生物相容性和生物可降解性之外,其中最重要的优点在于稳定的化学交联结构所赋予的优异弹性,因此在心肌组织工程应用上有着很好的前景。对此,我们进一步3D打印了PGS弹性心肌补片,用于治疗心肌梗塞减轻左心室的重构。在大鼠心梗模型补片处理28天后,H&E和MASSON染色表明PGS弹性补片治疗组可以显着增加左心室的壁厚,减轻左心室的扩张,并降低纤维化程度。（3）本课题第三部分研究采用了4轴打印系统快速地制备了具有多级结构的管状组织工程支架。该方法通过将3D打印机与旋转装置进行协同工作,形成X/Y/Z/Rotation的4轴成型系统。该方法可以适用于非常广泛生物材料例如水凝胶、热塑性生物材料以及热固性生物材料。使用PCL作为代表材料,将PCL熔融挤出呈线条状沉积在接收器的表面,并形成螺旋式排列结构。随着打印的往复进行,纤维周期性的交织在一起,上下层之间交织的纤维之间的连接点通过熔融形成稳定的交织网络,从而使得支架可以保持稳定的管状结构。只需要几分钟就可以加工10厘米以上长度的支架,相比当前管状支架的制备方式,大大的提高的加工效率。基于这种四轴3D打印方法,利用PCL作为打印材料来研究其宏观结构的可控性。仅仅通过使用不同结构的接收轴作为接收装置,可以快速获得一系列形态各异的管状支架。在保证其他打印参数不变的前提下,我们仅仅改变接收的旋转速率,从而获得了不同交织密度的管状支架。通过理论计算和分析,管状支架中纤维的螺距、间距、直径以及交织角度均与接收转速成反比。管状支架的实际各项参数均与理论模型所计算的关系曲线高度匹配,从而展现该方法具有高度的可控性和重现性。虽然PCL为热塑性材料,但管状支架在动态力学应用中表现出良好的弹性和耐疲劳性。此外,支架的力学性能还可以通过对交织网络的设计来进行调控。将这种4轴打印技术与第（2）部分中的热固性材料打印方法相结合,制备了PGS生物弹簧。这种生物弹簧展现出良好的柔性和弹性,以及有序的多级结构。为了展现四轴3D打印的初步应用,进一步在PGS生物弹簧的外表面通过静电纺丝技术制备了明胶纳米纤维外层,以构建了PGS/明胶杂化管状支架。然后通过体内外实验开展这种杂化管状支架在气管软骨中的组织工程应用。体外细胞培养中,PGS/明胶双层杂化管状支架具有良好的生物相容性,软骨细胞在支架上表现出良好的生长和增殖情况。体外培养8周后,杂化管状支架生长出明显的凝胶状软骨组织。免疫组化可以看出大量的软骨细胞在支架表面生长、增殖,并分泌出大量软骨组织的细胞外基质,形成密实的管状软骨。进一步在裸鼠皮下植入12周后,杂化管状支架形成了具有力学强度和弹性的成熟管状软骨。这种人工管状软骨的湿重、壁厚以及DNA含量略高于天然的气管软骨。此外,其杨氏模量、糖胺聚糖（GAG）以及胶原总含量可以达到正常气管软骨的70%以上。综上所述,本论文针对当前难以构造人造血管网络、可3D打印的生物材料有限、管状生物支架的制备困难等问题。基于3D打印技术,设计并提出了三种新策略和方法以构建一系列的弹性仿生组织工程支架,例如可灌注的渗透性多级仿生血管网络支架、热固性PGS多孔支架以及形态结构可控的管状支架。这些支架在相关的组织工程中均展现出良好的应用效果。支架可作为心肌补片用于治疗心肌梗塞,能有效防止左心室扩张、增厚心肌、促进血管再生、减少纤维化;而管状支架可实现大段成熟管状软骨的再生,具有和天然气管软骨相似的性能。基于以上策略的良好的通用性,可以将不同生物材料加工成具有有序多级结构的个性化支架,有望进一步拓展例如骨、神经和血管等其他组织的生物医学应用。
薛雯[10]（2019）在《复合编织血管支架物理力学性能研究》文中指出下肢动脉疾病有着较高的心脑血管卒中率和心血管意外风险,是老年人最常见的疾病之一。血管支架由于较低的手术风险和手术并发症,以及较好的远期通畅率,是对病变有延长或是伴有高危因素患者的首选治疗方法。因此,血管支架的研究也成为产业界和学术界极为关注的课题。但大多数现有研究忽视下肢动脉复杂的力学环境,导致支架生物力学性能尤其是弯曲柔顺性不足、疲劳下的变形机理不清晰;对支架壁厚方向传质的影响不重视;以及内皮化不足等都是支架设计和研究过程中遇到的问题。因而,通过材料选择、支架结构设计以及支架表面功能化改性,提高血管支架的生物力学性能及内皮化能力,增加远期通畅率是目前相关研究的焦点和亟需解决的问题。除此之外,下肢血管支架的一些评价方法借鉴于上肢动脉血管支架,而对于上肢动脉血管支架,径向的压缩作用和脉动作用为其主要受力行为,下肢动脉经受更为复杂的复合作用力,包括压缩、弯曲、扭转、轴向拉伸等;还有一些评价方法不能准确反映产品的服役环境,如用水渗透性来间接表示支架的血液渗透性能。针对上述问题,本文基于编织技术,针对下肢动脉血管设计并制备了涤纶/镍钛合金复合编织血管支架,并对其的力学性能和构效关系进行了研究,同时探究了支架的体外传质性能,进一步地,构建了编织血管支架表面促内皮化的改性方法,在不影响其原有物理机械性能的前提下,提高支架的生物相容性。因此本文初步建立和完善下肢血管支架的综合评价体系,同时深入探讨支架结构对于其力学性能、疲劳性能和传质效能等的影响。首先,从下肢动脉疾病对血管支架的临床需求出发,选取生物相容性良好的涤纶长丝和广泛用于自膨胀式支架的镍钛合金丝为原料,利用管状编织技术产品的优良轴向柔顺性,将涤纶长丝和镍钛合金丝一体编织成型,得到涤纶/镍钛合金编织血管支架。其中镍钛合金分为裸丝（镍钛合金裸丝）和涤纶复丝包覆的镍钛合金包覆纱,镍钛合金裸丝和镍钛合金包覆纱统称为镍钛合金纱线。通过改变镍钛合金纱线（镍钛合金裸丝或镍钛合金包覆纱）在编织机上的排列,得到表面镍钛合金纱线平行（A型）和交叉（B型）的两种支架结构,并对不同结构支架的径向压缩性能、轴向弯曲和扭转性能进行评价,分析其本构关系。研究表明,随着镍钛合金包覆纱编织角的增大,即表面涤纶复丝与纱线轴向夹角的增大,纱线之间的最大静摩擦力增加。在支架径向压缩过程中,涤纶复丝限制了镍钛合金纱线的滑移,增大的纱线间摩擦力进一步减少了支架的轴向伸长和编织角下降,保证了支架较大的径向支撑强力。相比于B型支架,在变形回复过程中不仅需要克服镍钛合金纱线之间的摩擦力还要克服镍钛合金纱线和涤纶复丝之间的摩擦力,A型支架只需克服镍钛合金纱线和涤纶复丝之间的摩擦力,其形状恢复时间更短。复合结构支架轴向弯曲刚度由其组成纱线的弯曲刚度和纱线之间的摩擦力共同决定,因此A型支架比B型支架有更好的轴向柔顺性。在扭转过程中,所有支架均能保持管腔的开放,但B型支架长度方向出现屈曲,对应其扭转曲线扭转力的峰值。此外,考察了所开发的涤纶/镍钛合金编织型支架的弯曲疲劳性能,通过人工管道体外弯曲疲劳测试仪,在磷酸盐缓冲液（pH=7.2）中,支架水平端固定,竖直端水平运动使其发生弯曲角度为40°-130°往复弯曲,疲劳时间设为7 d和30 d,观察疲劳前后支架形貌变化和聚合物热力学性能的改变,同时定量评价单个弯曲循环过程中的支架弯曲力和能量消耗。依此提出四种编织支架弯曲下的变形模型:A型支架风琴式屈曲模型（accordion buckling）,B型支架内表面的菱形屈曲模型（diamond-shaped buckling）,B型支架外表面的颈延模型（neck propagation）以及涤纶复丝之间的微屈曲模型（microbuckling）。对于A型支架,镍钛合金包覆纱在整个长度方向上呈螺旋形,且作为整个支架的结构支撑,其在支架受到弯曲作用时承担着几乎全部的作用力,不管是内侧还是外侧镍钛合金包覆纱像风琴一样发生变形。此外由于镍钛合金包覆纱远大于涤纶复丝的弹性模量,使得镍钛合金包覆纱间的运动,也带动了与之接触的涤纶复丝的摩擦运动。涤纶复丝在支架表面沿着其长度方向的剪切运动使得涤纶复丝发生微屈曲,而交织点附近的涤纶复丝在与支架表面有一定方向的平面的剪切运动,则会导致线圈的形成。对于B型支架,镍钛合金包覆纱在轴向呈对称,支架弯曲内侧的压缩变形主要是支架局部镍钛合金包覆纱对角线发生屈曲,支架外侧主要发生伸长变形,编织角和管径均随长度而减小。菱形屈曲和颈延模型本质上都是弹性变形,但由于支架中纱线摩擦力的存在,弯曲后的支架很难恢复到其原来形态。平面内涤纶复丝的剪切变形,同样引起支架发生微屈曲变形。同时,为了深入研究支架血液和血栓的传质性能,本文制备了不同参数的编织型支架,建立了支架厚度方向上的孔隙参数计算模型,构建了支架人工血液渗透性能和血栓子阻隔性能的体外数值计算模型;同时采用人工管道水渗透性测试仪,体外验证模型的准确性。首先根据部分测量参数,计算编织型支架厚度方向的孔隙率、水力半径、雷诺系数,以及沿程阻力系数;根据达西公式,计算血管支架在一定压力下厚度方向上的流体体积。参考ASTM F1670-2008标准,合成了人工血液,用以替代ISO 7198-2016中的水来体外评价血管支架的血液渗透性能,使人工血液的表面张力更接近人体体液和血液,用以验证所建模型。依据经典的纤维过滤理论研究支架的血栓传递性能,主要发生单根纤维的拦截阻隔和惯性碰撞阻隔机理,并进一步计算纤维集合体的血栓阻隔效率。为了模拟人体内的血栓颗粒,利用鸭血制备了干燥的动物血栓,并将其按颗粒大小分类。结果表明,计算的血液透过量与实际测量值较为接近;且根据纤维过滤模型计算得到的血管血栓子阻隔效率与实验测得的阻隔效率较吻合,尤其是对于颗粒尺寸较大的血栓,因此在一定程度上可以用来计算血管支架的血栓阻隔性能,从而可指导编织血管支架的设计与制备。进一步地,由于内皮化不足造成的血管平滑肌细胞过度增生、血栓形成,导致支架内再狭窄仍是腔内治疗的主要并发症。尤其是下肢动脉血管,其直径较小、血流较慢,血栓容易堆积,再狭窄的发生率更高。目前主要方法是通过携带紫杉醇等药物洗脱支架来抑制平滑肌细胞的增生,降低血管再狭窄率。但研究表明,药物洗脱支架同时延缓了内皮细胞的黏附、迁移和增殖,造成血管支架内皮化不足以及晚期支架再狭窄。同时很多研究者通过在支架上体外种植内皮细胞实现其快速内皮化,或者在支架表面固定金属/金属氧化物如钛或氧化钛等来改变支架表面的拓扑结构和亲疏水性,但一方面不稳定的固定作用一定程度上限制了其应用,另一方面这些改性方法会改变支架原有的物理力学性能,并不适用于编织血管支架。因此本文探索了一种适用于编织血管支架的内皮化改性方法,首先合成了聚多巴胺纳米粒子,利用聚多巴胺的超黏附性能吸附在血管支架表面,然后将内皮细胞选择性吸附的生物活性多肽REDV与聚多巴胺纳米颗粒共价键结合,研究支架改性前后的物理力学、血液相容性及内皮细胞黏附性能。结果表明,表面改性后的支架,其壁厚、径向压缩力以及轴向弯曲刚度等物理力学性能并未发生明显改变,改性没有改变原有的纤维交织结构;且改性后支架的溶血率降低,尤其是表面接枝有REDV的支架,其溶血率为0;少量血小板黏附于支架表面,但未见伪足,证明血小板未被激活;同时在相同的培养时间内,改性后的支架表面有更多的内皮细胞黏附,并有更多的细胞因子如NO释放,都证明了聚多巴胺和REDV是一种有效且适合于编织血管支架的生物相容性改性方法。综上所述,本文成功制备了涤纶/镍钛合金复合编织型血管支架,建立了金属长丝和聚合物复丝一体编织的管状成型体系;研究了多种力学环境下下肢动脉血管支架的性能及其构效关系,系统分析了纺织成型、纱线性质、支架结构等对支架力学性能的影响;利用体外血管弯曲扭转疲劳仪,深入探索了编织型血管支架的弯曲疲劳性能及纱线变形机理;建立了编织型血管支架厚度方向上的孔隙参数模型及人工血液渗透性能和血栓子阻隔性能的体外数值计算模型,进一步指导编织血管支架的设计与制备;同时针对下肢血管编织支架,初探了促内皮化改性、同时不影响其物理力学性能的理论与实践方法,为进一步优化涤纶/镍钛合金编织血管支架的生物学性能奠定了基础。
二、血管组织工程中单根主动脉培养的内皮细胞和平滑肌细胞形态学和生长增殖（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、血管组织工程中单根主动脉培养的内皮细胞和平滑肌细胞形态学和生长增殖（论文提纲范文）
（1）仿生构建功能化小口径组织工程血管（论文提纲范文）
| 缩略语表 |
| Abstract |
| 摘要 |
| 第一章 前言 |
| 第二章 仿生内皮细胞功能构建抗血栓组织工程血管 |
| 2.1 材料与方法 |
| 2.2 结果 |
| 2.3 讨论 |
| 2.4 小结 |
| 第三章 仿生构建定向排列纤维结构的双网络水凝胶血管 |
| 3.1 材料与方法 |
| 3.2 结果 |
| 3.3 讨论 |
| 3.4 小结 |
| 第四章 细胞化三层复合材料小口径血管的生物打印 |
| 4.1 材料与方法 |
| 4.2 结果 |
| 4.3 讨论 |
| 4.4 小结 |
| 全文总结 |
| 参考文献 |
| 文献综述 血管与血管化组织的生物打印 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间学术成果 |
| 致谢 |
（2）TRPV1靶点药物对三维微血管网的影响初步研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第1章 引言 |
| 第2章 构建三维微血管网的条件研究 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 材料与方法 |
| 2.2.1 实验材料 |
| 2.2.2 实验方法 |
| 2.2.3 数据处理 |
| 2.3 实验结果 |
| 2.3.1 探索基于HUVECs构建微血管网的最优条件 |
| 2.3.2 采用大鼠原代内皮细胞验证微血管网构建条件的适用性 |
| 2.4 讨论 |
| 2.5 结论 |
| 第3章 TRPV1靶点药物对构建微血管网络的影响 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 材料与方法 |
| 3.2.1 实验材料与试剂 |
| 3.2.2 实验方法 |
| 3.2.3 数据处理 |
| 3.3 实验结果 |
| 3.3.1 二维成网与Cap、Rut、CAPZ药物作用 |
| 3.3.2 Cap、Rut、CAPZ药物对构建三维微血管网的影响 |
| 3.4 讨论 |
| 3.5 结论 |
| 第4章 展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 综述 组织工程血管内皮化的研究进展 |
| 参考文献 |
（3）基于共轭静电纺丝技术构建可降解管状组织工程支架（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 1.绪论 |
| 1.1 人体管状组织的结构与组成 |
| 1.1.1 血管组织的结构与组成 |
| 1.1.2 神经组织的结构与组成 |
| 1.2 管状组织工程支架的研究现状 |
| 1.2.1 组织工程支架 |
| 1.2.2 血管组织工程支架研究现状 |
| 1.2.3 神经导管组织工程支架研究现状 |
| 1.3 静电纺丝技术 |
| 1.3.1 静电纺丝技术原理 |
| 1.3.2 静电纺丝研究现状 |
| 1.4 静电纺丝技术应用于组织工程支架 |
| 1.5 研究的目标、内容和创新点 |
| 1.5.1 研究目标 |
| 1.5.2 研究内容 |
| 1.5.3 创新点 |
| 2.SF/PLCL复合纳米纤维的制备及其性能研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验材料与方法 |
| 2.2.1 实验材料与仪器 |
| 2.2.2 SF/PLCL复合纳米纤维的制备 |
| 2.2.3 SF/PLCL复合纳米纤维的表征 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 不同浓度SF/PLCL纳米纤维形貌分析 |
| 2.3.2 不同质量比SF/PLCL纳米纤维形貌分析 |
| 2.3.3 SF/PLCL纳米纤维物化结构分析 |
| 2.3.4 SF/PLCL纳米纤维的力学性能分析 |
| 2.3.5 SF/PLCL纳米纤维的亲疏水性分析 |
| 2.3.6 SF/PLCL纳米纤维的蛋白质吸附性能分析 |
| 2.4 本章小结 |
| 3.基于共轭静电纺丝技术构建纳米纤维血管支架 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验材料与方法 |
| 3.2.1 实验材料与仪器 |
| 3.2.2 SF/PLCL纳米纤维血管支架的制备 |
| 3.3 测试与表征 |
| 3.3.1 纳米纤维血管支架的形貌表征 |
| 3.3.2 力学性能测试 |
| 3.3.3 接触角测试 |
| 3.3.4 蛋白质吸附性能测试 |
| 3.3.5 血液相容性测试 |
| 3.3.6 VECs的复苏及培养 |
| 3.3.7 VECs的增殖 |
| 3.3.8 细胞形态学表征 |
| 3.3.9 统计分析 |
| 3.4 结果与讨论 |
| 3.4.1 结构和形貌表征 |
| 3.4.2 力学性能分析 |
| 3.4.3 亲水性分析 |
| 3.4.4 蛋白质吸附性能分析 |
| 3.4.5 血液相容性分析 |
| 3.4.6 细胞增殖MTT分析 |
| 3.4.7 细胞黏附形貌分析 |
| 3.5 本章小结 |
| 4.基于共轭静电纺丝技术构建纳米纤维神经支架 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验材料与方法 |
| 4.2.1 实验材料与仪器 |
| 4.2.2 SF/PLCL纺丝液的配制与纳米纤维神经支架的制备 |
| 4.3 测试与表征 |
| 4.3.1 纳米纤维神经支架的形貌表征 |
| 4.3.2 力学性能测试 |
| 4.3.3 亲疏水性测试 |
| 4.3.4 蛋白质吸附性能测试 |
| 4.3.5 血液相容性测试 |
| 4.3.6 SCs的复苏及培养 |
| 4.3.7 SCs的增殖 |
| 4.3.8 细胞形态学表征 |
| 4.3.9 统计分析 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 结构和形貌表征 |
| 4.4.2 力学性能分析 |
| 4.4.3 亲水性分析 |
| 4.4.4 蛋白质吸附性能分析 |
| 4.4.5 血液相容性分析 |
| 4.4.6 细胞增殖MTT分析 |
| 4.4.7 细胞黏附形貌分析 |
| 4.5 本章小结 |
| 5.结论与展望 |
| 5.1 主要结论 |
| 5.2 展望 |
| 参考文献 |
| 附录:攻读硕士期间主要研究成果和奖励 |
| 致谢 |
（4）基于气体信号分子释放策略的小口径组织工程血管的制备研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 心血管疾病的现状 |
| 1.2 血管组织工程的研究进展 |
| 1.2.1 血管组织工程支架材料 |
| 1.2.2 静电纺丝技术在血管组织工程中的应用 |
| 1.3 一氧化氮和硫化氢在组织工程中的研究进展 |
| 1.3.1 一氧化氮 |
| 1.3.2 硫化氢 |
| 1.3.3 心血管系统中硫化氢-一氧化氮的对话(cross-talk) |
| 1.4 本课题的研究内容及意义 |
| 1.4.1 研究意义 |
| 1.4.2 研究内容 |
| 第2章 可释放硫化氢的小口径组织工程血管的制备研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 原料与试剂 |
| 2.2.2 羧甲基化人发角蛋白的制备 |
| 2.2.3 角蛋白大分子硫化氢供体的制备 |
| 2.2.4 PCL/KAT小口径组织工程血管的制备 |
| 2.3 测试与表征 |
| 2.3.1 角蛋白硫化氢供体表征 |
| 2.3.2 纤维形貌表征 |
| 2.3.3 纤维元素组成和表面化学结构测试 |
| 2.3.4 硫化氢释放 |
| 2.3.5 HUVEC和 HUASMC的增殖 |
| 2.3.6 HUVEC和 HUASMC的迁移 |
| 2.3.7 HUVEC和 HUASMC共培养 |
| 2.3.8 HUVEC活性氧(ROS)检测 |
| 2.3.9 三维灌流培养 |
| 2.3.10 溶血率测试 |
| 2.3.11 统计分析 |
| 2.4 结果与讨论 |
| 2.4.1 角蛋白硫化氢供体表征 |
| 2.4.2 支架形貌 |
| 2.4.3 纤维元素组成和表面化学结构 |
| 2.4.4 体外硫化氢释放 |
| 2.4.5 HUVEC和 HUASMC的增殖 |
| 2.4.6 HUVEC和 HUASMC的迁移 |
| 2.4.7 HUVEC和 HUASMC共培养 |
| 2.4.8 HUVEC活性氧(ROS)检测 |
| 2.4.9 三维灌流培养 |
| 2.4.10 溶血率测试 |
| 2.5 本章小结 |
| 第3章 可释放一氧化氮和硫化氢的小口径组织工程血管的制备研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 原料与试剂 |
| 3.2.2 人发角蛋白-铜(Keratin-Cu)络合物的制备 |
| 3.2.3 人发角蛋白-铜-硫化氢供体的制备 |
| 3.2.4 PCL/KAT-Cu小口径组织工程血管的制备 |
| 3.3 测试与表征 |
| 3.3.1 纤维形貌表征 |
| 3.3.2 纤维元素组成和表面化学结构测试 |
| 3.3.3 催化释放一氧化氮 |
| 3.3.4 硫化氢释放 |
| 3.3.5 HUVEC和 HUASMC的增殖 |
| 3.3.6 HUVEC和 HUASMC的迁移 |
| 3.3.7 HUVEC和 HUASMC共培养 |
| 3.3.8 PCL/KAT-CuH_2S释放对HUVEC NO表达的影响 |
| 3.3.9 PCL/KAT-Cu NO释放对HUASMC H_2S表达的影响 |
| 3.3.10 HUVEC活性氧(ROS)检测 |
| 3.3.11 三维灌流培养 |
| 3.3.12 溶血率测试 |
| 3.3.13 统计分析 |
| 3.4 结果与讨论 |
| 3.4.1 支架形貌 |
| 3.4.2 纤维元素组成和表面化学结构 |
| 3.4.3 催化释放一氧化氮 |
| 3.4.4 体外硫化氢释放 |
| 3.4.5 HUVEC和 HUASMC的增殖 |
| 3.4.6 HUVEC和 HUASMC的迁移 |
| 3.4.7 HUVEC和 HUASMC共培养 |
| 3.4.8 NO和 H_2S在 HUVEC和 HUASMC的表达 |
| 3.4.9 HUVEC活性氧(ROS)检测 |
| 3.4.10 三维灌流培养 |
| 3.4.11 溶血率测试 |
| 3.5 本章小结 |
| 第4章 两性离子修饰可释放一氧化氮和硫化氢的小口径组织工程血管的制备研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 原料与试剂 |
| 4.2.2 人发角蛋白硫化氢供体的制备 |
| 4.2.3 PLCL/KBT小口径组织工程血管的制备 |
| 4.2.4 PLCL/KBT小口径组织工程血管的修饰 |
| 4.3 测试与表征 |
| 4.3.1 纤维形貌表征 |
| 4.3.2 纤维元素组成和表面化学结构测试 |
| 4.3.3 水接触角测试 |
| 4.3.4 催化释放一氧化氮 |
| 4.3.5 硫化氢释放 |
| 4.3.6 蛋白吸附测试 |
| 4.3.7 HUVEC的粘附和生长 |
| 4.3.8 HUASMC的增殖 |
| 4.3.9 HUVEC和 HUASMC的迁移 |
| 4.3.10 HUVEC细胞骨架染色 |
| 4.3.11 HUVEC和 HUASMC共培养 |
| 4.3.12 HUVEC活性氧(ROS)检测 |
| 4.3.13 三维灌流培养 |
| 4.3.14 统计分析 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 角蛋白硫化氢供体的制备 |
| 4.4.2 纤维形貌表征 |
| 4.4.3 纤维表面结构表征 |
| 4.4.4 水接触角测试 |
| 4.4.5 一氧化氮释放 |
| 4.4.6 硫化氢释放 |
| 4.4.7 蛋白吸附测试 |
| 4.4.8 HUVEC的粘附和生长 |
| 4.4.9 HUASMC的增殖 |
| 4.4.10 HUVEC和 HUASMC迁移 |
| 4.4.11 HUVEC细胞骨架染色 |
| 4.4.12 HUVEC和 HUASMC共培养 |
| 4.4.13 HUVEC活性氧(ROS)检测 |
| 4.4.14 三维灌流培养 |
| 4.5 本章小结 |
| 第5章 可分别释放一氧化氮和硫化氢的双层小口径组织工程血管的制备研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验部分 |
| 5.2.1 原料与试剂 |
| 5.2.2 PCL/Cu血管内层的制备 |
| 5.2.3 PLCL/KAT-PCL/Cu双层血管的制备 |
| 5.3 测试与表征 |
| 5.3.1 胺基化PCL强度和胺基密度测定 |
| 5.3.2 纤维形貌表征 |
| 5.3.3 纤维元素组成和表面化学结构测试 |
| 5.3.4 水接触角测试 |
| 5.3.5 一氧化氮催化释放 |
| 5.3.6 硫化氢释放 |
| 5.3.7 HUVEC和 HUASMC的增殖 |
| 5.3.8 HUVEC和 HUASMC的迁移 |
| 5.3.9 HUVEC细胞骨架染色 |
| 5.3.10 HUVEC和 HUASMC共培养 |
| 5.3.11 三维灌流培养 |
| 5.3.12 统计分析 |
| 5.4 结果与讨论 |
| 5.4.1 PCL/Cu的制备 |
| 5.4.2 纤维形貌表征 |
| 5.4.3 纤维表面结构表征 |
| 5.4.4 水接触角测试 |
| 5.4.5 一氧化氮释放 |
| 5.4.6 硫化氢释放 |
| 5.4.7 HUVEC和 HUASMC的增殖 |
| 5.4.8 HUVEC和 HUASMC迁移 |
| 5.4.9 HUVEC细胞骨架染色 |
| 5.4.10 HUVEC和 HUASMC共培养 |
| 5.4.11 三维灌流培养 |
| 5.5 本章小结 |
| 第6章 全文工作总结及展望 |
| 6.1 全文总结 |
| 6.2 论文存在的问题和不足 |
| 6.3 论文工作展望 |
| 参考文献 |
| 在读期间发表的学术论文及研究成果 |
| 致谢 |
（5）新型小口径人工血管的研发（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 人工血管的研究背景 |
| 1.1.1 研究背景 |
| 1.2 天然血管的组织构成 |
| 1.3 人工血管的制备材料 |
| 1.3.1 不可降解的合成材料 |
| 1.3.2 可生物降解的合成材料 |
| 1.3.3 天然材料 |
| 1.3.4 脱细胞基质 |
| 1.3.5 复合材料 |
| 1.4 人工血管的制备方法 |
| 1.4.1 静电纺丝 |
| 1.4.2 自组装细胞片 |
| 1.4.3 3D打印技术 |
| 1.5 血管细胞生态位 |
| 1.6 课题的提出及研究意义 |
| 第2章 血管细胞生态位的构建及验证 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 实验内容 |
| 2.2.1 实验材料 |
| 2.2.2 实验方法 |
| 2.3 实验结果 |
| 2.3.1 血管细胞生态位模型的构建 |
| 2.3.2 脱细胞效果评估 |
| 2.3.3 不同血管细胞生态位对内皮细胞行为的影响 |
| 2.3.4 不同血管细胞生态位对平滑肌细胞行为的影响 |
| 2.3.5 血管内皮细胞生态位对不同血管细胞EYA3表达的影响 |
| 2.3.6 血管平滑肌细胞生态位对不同血管细胞EYA3表达的影响 |
| 2.4 讨论 |
| 2.5 结论 |
| 第3章 双层特异性小口径人工血管的制备及评价 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 实验材料 |
| 3.2.2 实验方法 |
| 3.3 实验结果 |
| 3.3.1 双层特异性人工血管的制备 |
| 3.3.2 双层特异性人工血管的结构表征 |
| 3.3.3 建立Sprague Dawley(SD)大鼠腹主动脉血管置换模型 |
| 3.3.4 体内长期超声评价 |
| 3.3.5 血管重塑过程中的力学变化 |
| 3.3.6 血管重塑及功能恢复 |
| 3.4 讨论 |
| 3.5 结论 |
| 结论与展望 |
| 参考文献 |
| 附录 攻读硕士学位期间参与发表论文 |
| 致谢 |
（6）双层双取向仿生血管组织工程支架的制备及其性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 静电纺丝技术 |
| 1.1.1 静电纺丝技术的发展历程 |
| 1.1.2 静电纺丝的原理与过程 |
| 1.1.3 静电纺丝的影响因素 |
| 1.2 血管组织工程支架 |
| 1.2.1 天然血管的结构与功能 |
| 1.2.2 血管组织工程支架 |
| 1.3 静电纺丝技术在血管组织工程支架中的应用 |
| 1.3.1 静电纺丝血管组织工程支架的材料 |
| 1.3.2 血管组织工程支架的研究现状 |
| 1.3.3 管状支架的组织工程化培养 |
| 1.4 课题的提出及研究意义 |
| 第二章 仿生小直径管状支架的制备及表征 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 实验材料与试剂 |
| 2.2.2 实验所用设备 |
| 2.2.3 血管支架的制备 |
| 2.3 血管支架的物理性能 |
| 2.3.1 支架的形貌结构 |
| 2.3.2 支架的亲水性 |
| 2.3.3 支架的力学性能 |
| 2.3.4 支架的降解 |
| 2.4 细胞与支架的相互作用 |
| 2.4.1 细胞的来源与培养 |
| 2.4.2 材料的准备 |
| 2.4.3 细胞的接种 |
| 2.4.4 细胞活性 |
| 2.4.5 细胞在材料上的形态、黏附和骨架 |
| 2.5 结果与分析 |
| 2.5.1 支架的物理性能分析 |
| 2.5.2 支架的生物相容性 |
| 2.6 小结 |
| 第三章 双循环动态灌注培养系统的设计与应用 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 动态灌注培养系统的设计 |
| 3.2.1 系统的模块化设计 |
| 3.2.2 关键单元培养腔的设计 |
| 3.3 动态灌注培养系统的参数范围 |
| 3.3.1 灌注流速与脉冲频率的确定 |
| 3.3.2 压力的确定 |
| 3.4 管状支架的组织工程化 |
| 3.4.1 细胞接种前的准备 |
| 3.4.2 动态灌注培养 |
| 3.4.3 血管组织HE染色 |
| 3.5 组织工程化结果 |
| 3.5.1 支架的组织学检测结果 |
| 3.5.2 组织工程支架的宏观检测 |
| 3.6 小结 |
| 第四章 结论与展望 |
| 4.1 总结 |
| 4.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 附: 攻读硕士期间取得的学术成果 |
（7）基于三段式电纺膜制备三层组织工程血管的初步研究及评价（论文提纲范文）
| 摘要1 |
| abstract 1 |
| 摘要2 |
| Abstract 2 |
| 摘要 3 |
| Abstract 3 |
| 缩略语对照表 |
| 计量单位 |
| 1 绪论 |
| 1.1 组织工程 |
| 1.2 组织工程血管的研究背景 |
| 1.3 天然血管的构造 |
| 1.4 组织工程血管的发展 |
| 1.4.1 血管组织工程细胞 |
| 1.4.2 组织工程血管支架的构建 |
| 1.4.3 聚合物人工血管支架 |
| 1.5 仿生多孔结构与静电纺丝技术 |
| 1.6 研究基础 |
| 1.7 本论文的研究内容、创新点及意义 |
| 1.7.1 研究内容 |
| 1.7.2 本研究创新点及意义 |
| 第一部分 利用静电纺丝技术制备三段式电纺膜及其性能研究 |
| 2.1 材料与方法 |
| 2.1.1 实验动物 |
| 2.1.2 实验试剂和材料 |
| 2.1.3 实验仪器 |
| 2.1.4 实验方法 |
| 2.1.4.1 相关溶液的配置 |
| 2.1.4.2 三段式电纺膜的制备 |
| 2.1.4.3 扫描电子显微镜(SEM)观察和分析 |
| 2.1.4.4 三段式电纺膜力学检测 |
| 2.1.4.5 内皮细胞体外增殖实验 |
| 2.1.4.6 平滑肌细胞体外增殖实验 |
| 2.1.4.7 三层人工血管支架的构建 |
| 2.1.4.8 三层人工血管支架皮下埋植 |
| 2.1.4.9 人工血管的取出 |
| 2.1.4.10 人工血管皮下埋植后的组织学评价 |
| 2.1.5 统计分析 |
| 2.2 实验结果 |
| 2.2.1 三段式电纺膜的结构特征和性能 |
| 2.2.2 三段式电纺膜的力学性能 |
| 2.2.3 内皮细胞(HUVECs)的体外增殖实验 |
| 2.2.4 平滑肌细胞(SMCs)的体外增殖实验 |
| 2.2.5 人工血管的皮下构建 |
| 2.2.6 人工血管的皮下埋植后的组织学分析 |
| 2.3 讨论 |
| 2.4 结论 |
| 第二部分 三层复合结构人工血管的初步研究 |
| 3.1 材料与方法 |
| 3.1.1 实验动物 |
| 3.1.2 实验试剂和材料 |
| 3.1.3 实验仪器 |
| 3.1.4 实验方法 |
| 3.1.4.1 相关溶液的配置 |
| 3.1.4.2 人工血管的构建 |
| 3.1.4.3 人工血管腹主动脉原位移植 |
| 3.1.4.4 人工血管移植后的评价 |
| 3.1.4.5 人工血管移植后组织学评价 |
| 3.2 结果 |
| 3.2.1 人工血管原位移植结果 |
| 3.2.2 人工血管原位移植后表现 |
| 3.2.3 人工血管移植后组织学评价 |
| 3.3 讨论 |
| 3.4 研究的局限性 |
| 3.5 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 学术论文成果 |
（8）基于仿生取向纤维的表界面功能构筑与血管细胞行为调控（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 缩略词表 |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 血管组织工程与支架仿生 |
| 1.1.1 血管组织工程 |
| 1.1.2 天然血管结构及其各向异性特性 |
| 1.1.3 血管支架仿生构建的表界面要素 |
| 1.2 电纺丝与血管组织工程 |
| 1.2.1 电纺丝介绍 |
| 1.2.2 基于无纺电纺纤维的表界面特性对血管细胞行为的影响 |
| 1.3 基于电纺取向纤维的血管组织工程 |
| 1.3.1 电纺取向纤维的制备方法 |
| 1.3.2 电纺取向纤维的表界面特性对血管细胞行为的影响 |
| 1.4 基于电纺仿生纤维的组织工程化血管的构建与再生 |
| 1.5 论文立题意义及研究内容 |
| 1.5.1 论文立题意义及研究目的 |
| 1.5.2 研究内容 |
| 1.6 论文的创新点 |
| 1.7 参考文献 |
| 第二章 仿生取向纤维拓扑结构对血管内皮细胞行为的调控 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 材料与方法 |
| 2.2.1 实验材料与仪器 |
| 2.2.2 取向纤维细度对huvECs细胞响应行为的影响 |
| 2.2.3 不同取向拓扑结构对huvECs细胞响应行为的影响差异比较 |
| 2.2.4 多级拓扑结构对huvECs细胞响应行为的影响 |
| 2.2.5 统计分析 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 仿生取向纤维细度对huvECs细胞行为的影响 |
| 2.3.2 不同取向拓扑结构对huvECs细胞行为的影响差异比较 |
| 2.3.3 多级拓扑结构对huvECs细胞行为的调控 |
| 2.4 本章小结 |
| 2.5 参考文献 |
| 第三章 仿生取向纤维的刚度变化对血管细胞行为的影响 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 材料与方法 |
| 3.2.1 实验材料与仪器 |
| 3.2.2 仿生取向纤维刚度调控及其性能表征 |
| 3.2.3 细胞培养与种植 |
| 3.2.4 仿生取向纤维刚度对huaSMCs细胞行为的影响 |
| 3.2.5 仿生取向纤维刚度对huvECs细胞行为的影响 |
| 3.2.6 统计分析 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 仿生取向纤维的刚度调控 |
| 3.3.2 仿生取向纤维的刚度变化对huaSMCs表型的影响 |
| 3.3.3 仿生取向纤维的刚度变化对huvECs细胞层结构和功能表达的影响 |
| 3.4 本章小结 |
| 3.5 参考文献 |
| 第四章 含Lys的 PDA涂覆修饰仿生取向纤维促内皮化再生研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 材料与方法 |
| 4.2.1 实验材料与仪器 |
| 4.2.2 Lys对DA自聚合过程的影响 |
| 4.2.3 PLCL取向纤维的制备 |
| 4.2.4 PLCL取向纤维的PDA-Lys修饰 |
| 4.2.5 取向纤维表界面特性表征 |
| 4.2.6 取向纤维PDA-Lys修饰对ECs行为的影响 |
| 4.2.7 统计分析 |
| 4.3 结果 |
| 4.3.1 Lys的促血管再生潜力 |
| 4.3.2 Lys的促DA自聚合作用 |
| 4.3.3 取向纤维经PDA-Lys修饰后的纤维形貌变化 |
| 4.3.4 取向纤维PDA-Lys修饰后的表面化学结构和成分变化 |
| 4.3.5 取向纤维经PDA-Lys修饰后的表面亲水性和Zeta电势变化 |
| 4.3.6 取向纤维经PDA-Lys修饰后的表面蛋白吸附能力 |
| 4.3.7 取向纤维的PDA-Lys修饰对huvECs粘附、应力纤维形成和增殖的影响 |
| 4.3.8 取向纤维的PDA-Lys修饰对huvECs的迁移影响 |
| 4.3.9 取向纤维的PDA-Lys修饰对huvEC细胞层功能表达的影响 |
| 4.4 本章小结 |
| 4.5 参考文献 |
| 第五章 结论与展望 |
| 5.1 论文主要结论 |
| 5.2 研究展望 |
| 攻读博士学位期间发表论文、获奖及参与科研项目情况 |
| 致谢 |
（9）3D打印弹性仿生支架及其在组织工程中的应用（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 组织工程概述 |
| 1.2 3D打印技术概述 |
| 1.2.1 3D打印在精准医疗中的个性化定制 |
| 1.2.2 3D打印的原理及优缺点 |
| 1.3 3D打印技术在组织工程血管化的应用 |
| 1.3.1 组织工程血管化的意义和挑战 |
| 1.3.2 3D打印仿生血管网络 |
| 1.3.3 小结 |
| 1.4 热固性PGS生物弹性体的研究现状 |
| 1.4.1 生物弹性体材料 |
| 1.4.2 PGS弹性体的概述 |
| 1.4.3 PGS弹性体的加工方法及组织工程应用 |
| 1.4.4 PGS改性及衍生物的加工与应用 |
| 1.4.5 小结 |
| 1.5 本课题的研究意义以及研究内容 |
| 1.5.1 本课题的研究意义 |
| 1.5.2 本课题的主要研究内容 |
| 1.5.3 本课题的创新点 |
| 参考文献 |
| 第二章 3D打印构建仿生血管网络支架及其组织工程应用 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 实验材料和方法 |
| 2.2.1 实验材料和试剂 |
| 2.2.2 实验仪器和设备 |
| 2.2.3 焦糖化墨水的可打印性能评价 |
| 2.2.4 FDM熔融打印可牺牲蔗糖模板及其参数控制 |
| 2.2.5 仿生血管网支架的制备与形态表征 |
| 2.2.6 弹性PHMs的制备与表征 |
| 2.2.7 PHMs的力学性能测试 |
| 2.2.8 具有内嵌式PHMs复合支架的制备及表征 |
| 2.2.9 内嵌PHMs水凝胶复合支架的心肌细胞3D培养及评价。 |
| 2.2.10 PHMs大鼠皮下植入及评价 |
| 2.2.11 PHMs大鼠心外膜植入及评价 |
| 2.2.12 PHMs心肌补片对心肌梗塞的治疗和评价 |
| 2.2.13 统计学分析 |
| 2.3 实验结果与讨论 |
| 2.3.1 焦糖化墨水的3D打印性能评价 |
| 2.3.2 3 D打印焦糖化模板 |
| 2.3.3 PCL-PHMs的形态调控与分析 |
| 2.3.4 3 D打印结构和力学双效仿生血管支架 |
| 2.3.5 PHMs的力学性能 |
| 2.3.6 基于PHMs的复合组织工程支架 |
| 2.3.7 PHMs对心肌细胞3D培养的评价 |
| 2.3.8 PHMs皮下植入对组织新生和血管新生的影响 |
| 2.3.9 PHMs心外膜移植对组织新生和血管新生的影响 |
| 2.3.10 PHMs心肌补片治疗心肌梗塞 |
| 2.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第三章 热固性材料3D打印的通用策略及其心肌组织工程应用 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 实验材料和方法 |
| 3.2.1 实验材料和试剂 |
| 3.2.2 实验仪器和设备 |
| 3.2.3 PGS/盐颗粒打印墨水的制备 |
| 3.2.4 PGS的打印与参数研究 |
| 3.2.5 PGS/复合墨水打印性能的表征与评价 |
| 3.2.6 3 D打印PGS多孔弹性体的表征 |
| 3.2.7 3 D打印PGS组织工程支架的生物降解性测试 |
| 3.2.8 3 D打印PGS心肌补片及其心肌梗塞治疗评价 |
| 3.2.9 3 D打印热固性聚氨酯、环氧树脂 |
| 3.2.10 统计学分析 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 PGS弹性体的3D打印的设计思路 |
| 3.3.2 PGS/NaCl复合墨水的性能评价及优化 |
| 3.3.3 3 D打印PGS多级结构和力学性能 |
| 3.3.4 3 D打印PGS支架的生物降解性和生物相容性 |
| 3.3.5 3 D打印PGS心脏补片及其在治疗心肌梗塞的初步应用 |
| 3.3.6 3 D打印热固性聚氨酯和热固性环氧树脂 |
| 3.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第四章 4轴3D打印类纤维编织管状支架及其气管软骨的组织工程应用 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 实验材料和方法 |
| 4.2.1 实验材料和试剂 |
| 4.2.2 实验仪器和设备 |
| 4.2.3 4 轴3D打印PCL管状支架 |
| 4.2.4 4 轴3D打印水凝胶管状支架 |
| 4.2.5 4 轴3D打印热固性PGS生物弹簧 |
| 4.2.6 PGS/明胶双层杂化支架的制备 |
| 4.2.7 管状支架表征和测试 |
| 4.2.8 PGS/明胶杂化支架的体外软骨细胞实验 |
| 4.2.9 管状气管软骨的裸鼠皮下再生 |
| 4.2.10 统计学分析 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 4 轴打印不同宏观结构的管状支架 |
| 4.3.2 管状支架的微观形貌与力学性能控制 |
| 4.3.3 4 轴打印水凝胶管状支架和PGS生物弹簧 |
| 4.3.4 PGS/明胶双层杂化支架 |
| 4.3.5 PGS/明胶双层杂化支架对软骨细胞体外相容性评价 |
| 4.3.6 PGS/明胶双层杂化支架体外制备管状软骨 |
| 4.3.7 裸鼠体内的管状软骨再生 |
| 4.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第五章 结论与展望 |
| 攻读博士期间科研成果及获奖情况 |
| 致谢 |
（10）复合编织血管支架物理力学性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 下肢动脉疾病 |
| 1.2 下肢动脉疾病的治疗方法 |
| 1.2.1 药物治疗 |
| 1.2.2 腔内治疗 |
| 1.2.3 外科手术 |
| 1.3 血管支架研究现状及存在的问题 |
| 1.3.1 研究现状 |
| 1.3.2 存在的问题 |
| 1.4 血管支架的性能评价体系 |
| 1.4.1 渗透性和孔隙率 |
| 1.4.2 几何特征 |
| 1.4.3 力学性能 |
| 1.4.4 疲劳性能 |
| 1.4.5 血液接触性能 |
| 1.4.6 体外细胞学评价 |
| 1.4.7 体内植入 |
| 1.5 支架促内皮化改性常用方法 |
| 1.5.1 体外种植内皮细胞 |
| 1.5.2 促进血液中内皮细胞的迁移 |
| 1.5.3 捕获血液中的内皮祖细胞 |
| 1.6 课题研究目的和意义 |
| 1.7 课题研究内容和创新点 |
| 参考文献 |
| 第二章 涤纶/镍钛合金编织血管支架的制备及多参数环境下力学性能研究 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 材料与仪器 |
| 2.2.1 实验材料 |
| 2.2.2 实验仪器 |
| 2.3 支架的基本结构设计 |
| 2.3.1 支架的尺寸设计 |
| 2.3.2 支架的形状设计 |
| 2.4 实验方法 |
| 2.4.1 编织型血管支架的原料选择 |
| 2.4.2 镍钛合金包覆纱的制备 |
| 2.4.3 涤纶/镍钛合金编织血管支架的制备 |
| 2.4.4 镍钛合金包覆纱和编织血管支架的物理性能 |
| 2.4.5 镍钛合金纱线的最大静摩擦力测试 |
| 2.4.6 编织血管支架的径向压缩性能 |
| 2.4.7 编织血管支架的轴向弯曲性能 |
| 2.4.8 编织血管支架的抗扭转性能 |
| 2.5 实验结果 |
| 2.5.1 原料的基本性能 |
| 2.5.2 编织血管支架的物理性能 |
| 2.5.3 镍钛合金纱线的最大静摩擦力 |
| 2.5.4 编织血管支架的径向压缩性能 |
| 2.5.5 编织血管支架的轴向弯曲性能 |
| 2.5.6 编织血管支架的抗扭转性能 |
| 2.6 讨论 |
| 2.7 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第三章 涤纶/镍钛合金编织血管支架的弯曲疲劳性能 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 实验材料与仪器 |
| 3.2.1 实验材料 |
| 3.2.2 实验仪器 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 试样准备 |
| 3.3.2 体外定性弯曲疲劳评价 |
| 3.3.3 体外定量弯曲性能评价 |
| 3.3.4 弯曲疲劳后的血管支架表面形貌分析 |
| 3.3.5 弯曲疲劳后的血管支架热力学性能 |
| 3.4 实验结果 |
| 3.4.1 体外定量弯曲性能 |
| 3.4.2 编织血管支架弯曲疲劳后的表面形貌 |
| 3.4.3 编织血管支架弯曲疲劳后的热力学性能 |
| 3.5 讨论 |
| 3.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第四章 涤纶/镍钛合金编织血管支架的传质特性研究 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 实验材料与仪器 |
| 4.2.1 实验材料 |
| 4.2.2 实验仪器 |
| 4.3 实验方法 |
| 4.3.1 实验用血管支架的制备 |
| 4.3.2 编织血管支架的血液渗透性能研究 |
| 4.3.3 编织血管支架的血栓阻隔性能 |
| 4.4 实验结果 |
| 4.4.1 编织血管支架的表观物理性能 |
| 4.4.2 编织血管支架的血液渗透性能 |
| 4.5 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第五章 涤纶/镍钛合金编织血管支架的促内皮化改性及提高体外生物相容性方法初探 |
| 5.1 前言 |
| 5.2 实验材料与仪器 |
| 5.2.1 实验材料 |
| 5.2.2 实验仪器 |
| 5.3 实验方法 |
| 5.3.1 编织血管支架的制备 |
| 5.3.2 聚多巴胺纳米粒子的制备 |
| 5.3.3 支架表面聚多巴胺纳米粒子和REDV多肽的固定 |
| 5.3.4 支架的物理化学性能表征 |
| 5.3.5 支架的力学性能表征 |
| 5.3.6 血液相容性 |
| 5.3.7 体外内皮细胞生长 |
| 5.4 实验结果 |
| 5.4.1 支架的物理化学性能 |
| 5.4.2 支架的力学性能 |
| 5.4.3 支架的血液相容性 |
| 5.4.4 支架的内皮细胞黏附性能 |
| 5.5 讨论 |
| 5.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第六章 总结与展望 |
| 6.1 本论文主要研究结论 |
| 6.2 本论文进一步的研究方向 |
| 攻读博士学位期间发表论文及奖励情况 |
| 发表论文 |
| 公开/授权专利 |
| 参加项目 |
| 所获奖励 |
| 致谢 |
四、血管组织工程中单根主动脉培养的内皮细胞和平滑肌细胞形态学和生长增殖（论文参考文献）
- [1]仿生构建功能化小口径组织工程血管[D]. 霍达. 中国人民解放军陆军军医大学, 2021(01)
- [2]TRPV1靶点药物对三维微血管网的影响初步研究[D]. 潘琍. 南昌大学, 2021
- [3]基于共轭静电纺丝技术构建可降解管状组织工程支架[D]. 廖熙. 中原工学院, 2021
- [4]基于气体信号分子释放策略的小口径组织工程血管的制备研究[D]. 李鹏飞. 南京师范大学, 2021
- [5]新型小口径人工血管的研发[D]. 王建. 湖南大学, 2020(07)
- [6]双层双取向仿生血管组织工程支架的制备及其性能研究[D]. 李兴茂. 贵州大学, 2020(04)
- [7]基于三段式电纺膜制备三层组织工程血管的初步研究及评价[D]. 陈昕鑫. 上海交通大学, 2020(01)
- [8]基于仿生取向纤维的表界面功能构筑与血管细胞行为调控[D]. 易兵成. 东华大学, 2020
- [9]3D打印弹性仿生支架及其在组织工程中的应用[D]. 雷东. 东华大学, 2020(01)
- [10]复合编织血管支架物理力学性能研究[D]. 薛雯. 东华大学, 2019(05)