一、神经导管的研究进展（论文文献综述）
毛宝亮[1]（2021）在《构建微图案化导电膜及其促进神经修复的研究》文中进行了进一步梳理神经损伤是一种高发病率和致残率的疾病,不仅会导致感觉和运动功能损伤或丧失,还可能导致多器官功能障碍。目前,周围神经损伤的治疗依然是世界性医学难题。由于传统临床治疗方法存在诸多问题和局限性,研究者们致力于开发多功能神经导管来治疗神经损伤。其中,空心神经导管具有良好的临床治疗前景,但其较差的渗透性和无导向性导致神经功能恢复效果不佳。近来,有研究表明具有取向微观结构的神经导管可有效改善损伤部位神经细胞的再生能力和功能恢复。基于此,本文采用定向冷冻法制备多功能微图案化导电膜,通过取向微图案的物理指导结合药物诱导作用可有效促进神经元生长和轴突再生,且神经元的生长能力受硫酸软骨素（Chondroitin Sulfate,CS）的硫酸化图案影响。初步的体内试验表明该支架材料对大鼠坐骨神经损伤有较好的修复效果。本论文的主要研究内容如下:（1）以纤维素纳米晶须（Cellulose Nanocrystals,CNC）为核,进行表面高支化聚甘油修饰,并通过氧化聚合法在其表面进一步聚合生成聚吡咯导电壳层得到导电纳米粒子（Carboxylated cellulose for hyperbranched pyrrolization,CCHP）。采用真空抽滤法制备导电纳米粒子与胶原蛋白（Collagen,Col）复合导电膜（CCHP/Col,PCC）。通过调控导电纳米粒子与Col的比例,筛选出导电性良好,机械强度强（拉伸强度>20 MPa,应变能力>220%）,较好的规整形貌,溶胀率高（>500%）,热稳定性好的膜材料。（2）对一系列PCC导电膜进行细胞和动物实验研究。细胞毒性实验结果表明PCC膜细胞存活率范围在95%-120%,具有良好的增殖能力。免疫荧光结果表明PCC膜上培养的海马神经元细胞生长和轴突再生情况良好,且具有较好的取向生长行为。通过坐骨神经损伤模型研究,与自体移植相比,PCC神经导管可实现较好的神经恢复效果。（3）采用定向冷冻法在PCC膜表面构建定向微图案得到多功能膜材料（Directional freezing CCHP/Col,PCCF）。通过调控定向冷冻速度和PCC膜组分配比,实现膜表面的取向微图案尺寸可控,宽度范围为10-350μm。CS在神经发育和病理过程中起重要作用,对神经元生长具有多效性。通过对PCCF膜上微图案进行不同亚型CS涂层,研究取向微图案和药物诱导对神经元生长的影响。结果表明,在微图案和药物引导下,轴突可高度取向生长范围为0-30°。受具有不同硫酸化图案的CS诱导,细胞的生长率范围为10-150%和轴突长度范围为0-200%。最后,采用硫酸软骨素ABC裂解酶（Chondroitin sulfate ABC lyase,Chon ABC）可有效降低CS类药物的作用而影响神经元细胞轴突的取向,轴突长度和细胞存活率。
庄奥[2]（2021）在《导电丝素蛋白支架的构筑及神经轴突分化电调控的研究》文中认为神经组织的缺陷及损伤修复是目前临床治疗的一大难题。使用神经组织工程支架引导神经修复的方法是自体移植手术的一条有效可行的替代途径,基于电刺激（ES）对神经修复的促进作用,电活性神经组织工程支架材料在这一领域具有很好的应用潜力。再生丝素蛋白（RSF）和聚（3,4-乙烯二氧噻吩）（PEDOT）具有突出的生物相容性和导电性等特点,有望用于制备性能优良并具有独特优势的RSF/PEDOT类电活性神经组织工程支架,但目前此领域的研究尚处于起步阶段。本研究分别选用RSF和PEDOT类材料作为基体材料和导电功能体材料,提出了改进的化学氧化聚合沉积工艺及大分子插入嵌合新方法,制备了兼具良好的导电性、透明性及功能体和基体间粘附性的RSF/PEDOT类薄膜新材料,研究了各类工艺条件对制备的导电膜的结构与性能的影响及其原理,并通过大鼠嗜络细胞瘤细胞（PC12细胞）的体外培养证明了导电膜在神经组织工程领域的应用潜力。在此基础上,制备了具有微流体通道结构的导电RSF/聚（羟甲基-3,4-乙烯二氧噻吩）（PEDOT-OH）支架,并结合灌流培养方法及ES,评估了PC12细胞在该支架中的体外动态培养效果。本研究为RSF/PEDOT类电活性神经组织工程支架的研究与应用奠定了基础。本研究首先采用过硫酸铵（APS）作为氧化剂,引发羟甲基-3,4-乙烯二氧噻吩（EDOT-OH）单体在RSF表面的化学氧化聚合沉积反应。基于表面活性剂十二烷基硫酸钠（SDS）在EDOT-OH水溶液中形成的胶束结构对该沉积作用的促进,制备了表面导电层规整、稳定的导电RSF/PEDOT-OH膜材料。结果表明,表面活性剂用量、氧化剂用量、反应初始p H值,单体浓度均对RSF/PEDOT-OH膜的结构及性能有影响。在最佳反应条件下,RSF/PEDOT-OH膜的表面方块电阻（Rs）为3.28×105Ω/sq,对应电导率为6.1×10-3 S/cm,表现出良好的电化学稳定性,PEDOT-OH导电层的结构稳定性以及表面亲水性。PC12细胞在RSF/PEDOT-OH膜上生长良好,优于RSF膜,表明了其良好的生物相容性。为进一步提高RSF/PEDOT-OH膜的导电性并使其兼具良好的透明性,采用Fe Cl3替换APS作为氧化剂,利用SDS和Fe Cl3间的络合作用进一步提高了RSF/PEDOT-OH膜的导电性。针对单一氧化剂体系制备RSF/PEDOT-OH膜的导电性和透明性间的性能矛盾,本研究开发了一种用于RSF表面化学氧化聚合沉积的复合氧化剂配方（APS和Fe Cl3）,基于该体系中APS对Fe3+的再生以及聚合产物中来自不同氧化剂的离子所产生的静电吸引力,有效避免了导电层结构缺陷及过度沉积,在RSF表面沉积了结构规整的纳米级PEDOT-OH导电层,其兼具良好的导电性和透明性。在最佳反应条件下,RSF/PEDOT-OH膜材料的Rs为5.12×104Ω/sq,对应电导率为8.9×10-2 S/cm,在可见光区的最大透过率超过70%,并具有良好的电化学稳定性、导电层与基体间的粘附性及表面亲水性。同时,PC12细胞可在该膜上很好地粘附、生长和分化,并实现活细胞的实时观察,基于膜表面的导电层结构可对PC12细胞进行有效ES,对其轴突分化产生正向诱导作用。为进一步提高改性RSF膜的导电性和透明性,本研究基于RSF的构象转变及大分子的插入嵌合作用,开发了一种通过聚（3,4-乙烯二氧噻吩）:聚苯乙烯磺酸盐（PEDOT:PSS）水分散体对RSF薄膜进行一步改性的新方法,制备了透明导电RSF/PEDOT:PSS膜。经PEDOT:PSS水分散体/乙醇混合体系对RSF膜的浸泡处理,大分子可成功插入RSF膜表面,形成结构及性能稳定的透明导电层。体系中乙醇体积占比为70 vol.%时,RSF/PEDOT:PSS膜具有最佳的综合性能,Rs为3.83×103Ω/sq,对应电导率为1.003 S/cm,在可见光区的最大透过率超过80%,该突出性能使材料表面的电聚合沉积修饰及细胞的光刺激调控等应用成为可能。RSF/PEDOT:PSS膜表现出良好的电化学稳定性及导电层与RSF膜基体间的粘附性。基于膜表面的透明导电层结构可对PC12细胞进行有效ES培养及实时观察,产生轴突分化的正向诱导作用。为将改性后的导电RSF结构拓展到三维神经支架领域,本研究通过软光刻、模塑及粘合封装等工艺,制备了RSF微流体支架。最终制备了五段区域宽度依次为1750μm、885μm、720μm、630μm和520μm,高度为250μm的RSF微流体通道。将基于SDS胶束体系及复合氧化剂配方的化学氧化聚合沉积工艺拓展于微通道结构,成功制备了三维透明导电RSF/PEDOT-OH微流体支架,支架两端湿态电阻达到2.35×105Ω。相比未经改性的RSF微流体支架,RSF/PEDOT-OH支架更利于PC12的粘附,表现出较好的神经细胞培养潜力。PC12细胞经神经生长因子（NGF）诱导预分化及RSF/PEDOT-OH微流体支架中的动态灌流培养,表现出明显的分化现象。基于该导电微流体支架,每天对PC12细胞施加100 m V直流电信号刺激2.5 h,并持续两天后,细胞轴突数量增加。在该RSF/PEDOT-OH微流体支架中,PC12细胞能够保持良好生长的临界剪切力为4.57×10-3 Pa,该值可以反映这一支架中PC12细胞对支架材料表面的粘附力。综上所述,基于SF/PEDOT类材料在神经组织工程领域的应用潜力,本研究制备的RSF/PEDOT-OH、RSF/PEDOT:PSS膜及RSF/PEDOT-OH微流体支架材料有望在神经修复、有机生物电子等领域进一步拓展其应用,为新型生物质医用材料的开发提供参考。
王菊粉[3]（2021）在《聚己内酯多通道神经导管的制备及性能研究》文中指出周围神经损伤是临床上常见的疾病,其修复与再生是神经科学领域的研究热点。当损伤距离较短时,周围神经能自我修复,但是对于长距离的缺损,必须借助神经移植物才能完成修复。目前的主要治疗方法是缝合手术、自体或异体移植以及人工神经导管桥接。缝合手术治疗仅适用于短距离（<5mm）的神经损伤,且存在神经束错对和神经断端卷曲会造成组织增生的缺陷;自体移植是临床的“金标准”,但存在来源匮乏、会使供区受损并需要两次手术以及供体与损伤神经尺寸不匹配等问题;异体移植存在免疫排斥反应。因此寻求合适的人工神经移植物来引导、促进周围神经再生,加快功能重建是科研人员努力的目标。最初,生物材料被设计成简单的圆柱形管状中空结构,但是这种人工神经导管的管壁比表面积小,不利于雪旺细胞的黏附和增殖;此外,在长节段周围神经损伤修复中,中空型神经导管的力学性能不足,在降解期间往往会出现块状崩塌现象,对再生神经产生压迫,所以研究人员引入多个管腔内通道来构建多通道神经导管,其设计是模仿神经束的结构。因此,本文以聚己内酯（PCL）为材料,制备出导管直径小于3mm,长度大于2cm,且含有与20个内通道的多通道神经导管用于修复长距离的神经损伤。多通道神经导管制备工艺研究:本课题以注塑成型的方法将不同组份的PCL溶液注入设计的模板中,再结合冷冻干燥法得到多通道神经导管。所用的模板由价格低廉的立方体铁架、橡皮筋、水溶性维纶纱线和塑料空心管为原材料搭建而成。多通道神经导管体外性能测试:理想的人工神经移植物必须具有与植入组织匹配的力学性能和良好的生物相容性,因此本文对制备的多通道神经导管进行了体外实验研究,主要包括理化性能表征和体外细胞相容性检测。
张淑军[4]（2020）在《蚕丝/镁丝复合编织多孔结构神经导管的制备及其性能研究》文中研究说明临床中,周围神经修复术属于常见但极具挑战性的外科手术,其中自体神经移植方法是修复该缺损的“金标准”。然而,由于自体供体神经匹配困难且来源有限,供体区域因二次手术引起感染、疤痕及神经瘤等并发症发生率高,并且异体神经移植存在交叉感染、疾病传播和免疫排异反应等问题,临床治疗上对替代治疗方案有巨大需求。因此,医学和材料研究人员不断寻找适宜的人造神经移植材料来代替、引导和促进神经再生,帮助神经功能恢复和重建。本课题以脱胶蚕丝、镁丝、丝素蛋白和壳聚糖为材料,采用立锭编织工艺和冷冻干燥技术,制备出具有良好生物相容性和力学性能的蚕丝/镁丝复合编织和丝素蛋白/壳聚糖多孔结构（SF/Mg-SF/CS）神经导管,并优化了神经导管的制备工艺参数,研究了神经导管的外观形貌、结构特征和力学性能,采用细胞和动物实验,评价了神经导管的生物相容性和修复效果。SF/Mg-SF/CS神经导管的制备和力学性能测试:设计了四因素三水平正交试验,以神经导管的力学性能和孔隙率为综合考察指标,优化了神经导管的编织工艺参数。通过扫描电镜（SEM）、质构分析仪和万能材料测试仪等设备研究了神经导管的外观形貌、结构特征和力学性能。结果显示:内径为2mm的神经导管孔隙率为69.69±4.56%,径向压缩形变50%时的抗径向压缩力为2.77±0.19 N,反复100次压缩到50%后的回弹率为83.15±2.77%,断裂伸长为39.08±0.82%时,断裂强度为47.78±3.24 MPa;内径为3 mm的神经导管孔隙率为67.53±2.01%,径向压缩形变50%时的抗径向压缩力为2.44±0.12N,反复100次压缩到50%后的回弹率为88.42±0.46%,断裂伸长为56.09±0.86%时,断裂强度为31.90±3.02 MPa。SF/Mg-SF/CS神经导管的生物相容性和有效性的细胞和动物实验:体外共培养神经导管与雪旺（RSC96）细胞3周,通过对雪旺细胞形态和增殖活力的观察,评价了神经导管的生物相容性;构建了大鼠实验动物模型,将内径为2mm的神经导管植入大鼠皮下,设置6周为观测时间点,体内验证神经导管的生物相容性;将大鼠坐骨神经切除后,植入内径为2mm的神经导管,在8周后取出,与对照组大鼠自体修复的神经进行了对比。研究结果显示:神经导管实验组腓肠肌湿重比达到了自体组腓肠肌的83.5%;发现实验组的神经导管两端的神经端口生长良好,截取远端再生神经对髓鞘染色,通过TEM观察发现自体组与导管组的髓鞘直径与厚度无显着性差异,表明SF/Mg-SF/CS神经导管具有良好的生物相容性以及促进神经修复能力。综上所述,本课题结合纺织编织成型技术和冷冻干燥技术研制了一种具有良好力学性能和生物相容性的SF/Mg-SF/CS神经导管,并优化得到了最佳的制备工艺参数;通过细胞和动物实验证明了 SF/Mg-SF/CS神经导管能促进受损神经的组织修复和功能恢复,在人工神经移植材料领域具有潜在的研究和应用价值。
孙乙[5]（2020）在《柔性植入式燃料电池电极的制备及其用于自发电神经导管的研究》文中研究表明体内能量转换器件是指能够将人体内机械能、热能或化学能等能量转换成电能的器件。体内能量转换器件的结构设计、制备以及临床应用是近年来的研究热点,尤其是将体内能量转换器件用于组织修复具有很好的临床应用价值,同时也具有挑战性。植入式葡萄糖燃料电池利用人体内的葡萄糖和氧气产生电能,可避免电池能量耗竭的问题,随着电子器件小型化、低功耗化发展而受到人们的广泛关注。本论文针对近年来快速发展的柔性植入式电子器件的供能问题,以具有良好生物相容性以及优异柔韧性的细菌纤维素（bacterial cellulose,BC）为基体,通过分别复合葡萄糖氧化和氧还原非生物催化剂,制备了柔性植入式非生物葡萄糖燃料电池的阳极和阴极,并研究了电极在生理条件下的葡萄糖氧化及氧还原性能。此外,针对目前电刺激在周围神经修复应用中存在的外部电极引起疼痛、感染以及刺激不精确的问题,我们将植入式燃料电池与导电神经支架结合,首次提出并制备了可利用人体内葡萄糖和氧气的氧化还原反应产生电刺激的自发电神经支架,为电刺激在神经修复中的应用提供了全新的方案。以BC为基体,通过复合纳米PtAu合金催化剂,制备了 BC/PtAu柔性葡萄糖氧化膜电极。通过硼氢化钠还原氯铂酸、氯金酸,在BC膜上负载了不同含量的纳米PtAu合金颗粒;PtAu纳米颗粒均匀分布在BC纳米纤维网络中,BC/PtAuⅡ中的纳米颗粒平均粒径为23.0±3.2 nm。BC/PtAuⅡ有良好的葡萄糖氧化催化活性,同时在体液氧浓度条件下具有良好的耐氧性;其细胞毒性与BC接近。此外,BC/PtAuⅡ电极具有优异的柔韧性,拉伸强度为56.5±12.7 MPa,断裂伸长率为（17.2±3.5）%,可用作柔性植入式葡萄糖燃料电池的阳极。以BC为基体,通过聚多巴胺（polydopamine,PDA）辅助非电金属化,制备了 BC/PDA/Ag柔性氧还原膜电极。PDA均匀复合在BC纤维上,有效提高了纳米银的负载量。BC/PDA/Ag的导电率为2.72±0.13 s cm-1,比BC/Ag提高了两个数量级。BC/PDA/Ag氧还原催化活性、催化稳定性均比BC/Ag显着提高。此外,BC/PDA/Ag具有良好的柔韧性以及抗葡萄糖干扰能力,可用作柔性植入式葡萄糖燃料电池的阴极。以BC为基体,通过复合聚吡咯（polypyrrole,PPy）作为导电基底,然后复合阴、阳极催化剂,制备了二维自发电神经支架。首先通过氧化聚合法在BC纳米纤维上原位复合PPy,制备了 BC/PPy导电基底膜;经过优化的BC/PPy断裂强度达41.2±4.7 MPa,断裂伸长率为15.4±1.8%,导电率为1.51±0.05 s cm-1。然后通过电化学沉积法在BC/PPy导电基底膜的一端复合纳米铂作为阳极,通过浸渍吸附法在另一端复合氮掺杂碳纳米管（nitrogen-doped carbon nanotubes,N-CNTs）作为阴极,制备了 Pt-BC/PPy-NCNTs二维自发电神经支架。此外,以静电纺丝聚己内酯（polycaprolactone,PCL）取向纤维膜为基体,设计制备了 Pt-hPCL/PPy-NCNTs三维自发电取向导电神经导管。在含5 mM葡萄糖的磷酸盐缓冲液（phosphate buffer saline,PBS）中,Pt-BC/PPy-NCNTs 二维自发电神经支架阴极和阳极之间的电势差为350±28 mV;在细胞培养基（Dulbecco’s modified eagle medium,DMEM）中,阴极和阳极之间可以保持 6 h以上100 mV的电势差。采用背根神经节（dorsal root ganglia,DRG）培养在体外研究了Pt-BC/PPy-NCNTs自发电神经支架对轴突再生的作用;结果表明,与BC/PPy导电支架相比,Pt-BC/PPy-NCNTs自发电支架明显促进了轴突的生长。采用大鼠坐骨神经缺损模型在体内研究了 Pt-BC/PPy-NCNTs自发电神经支架对神经再生的作用;步态分析、再生神经组织切片苏木精-伊红（hematoxylin-eosin,HE）染色、免疫荧光染色及TEM观察结果表明,与BC/PPy导电支架相比,Pt-BC/PPy-NCNTs自发电支架促进了大鼠坐骨神经再生。
赵小永[6]（2020）在《人工神经导管的压制卷曲成型工艺研究》文中提出因疾病、创伤导致的周围神经缺损较高的致残率,是当前临床的一大重要难题。传统的自体神经移植因来源有限、结构匹配困难,异体神经移植因免疫排斥等局限性,极大的限制了在临床的广泛应用。利用组织工程学构建人工神经导管来桥接缺损神经的两个断端,使得神经纤维沿着神经导管从近端长入远端,是周围神经损伤修复的重要方法之一。本文通过仿自然神经组织结构,通过静电纺丝技术与3D打印技术相结合制备复合多通道人工神经导管,并对制备多通道人工神经导管的制备工艺进行了基础研究。主要包括以下几个方面。以聚己内酯（PCL）为人工神经导管材料,设计了以溶液浓度、纺丝电压、注射泵流速、纺丝时间为4个因素,每个因素设定3水平的正交试验,以纤维形貌和直径、纤维薄膜孔隙率、纤维薄膜表面积-体积比为评价指标,研究了纺丝工艺参数对各评价指标的影响规律,确定了多因素多指标下较优的静电纺丝制备人工神经导管外膜的工艺参数。基于纯PCL纤维薄膜较强的疏水性,利用聚乙二醇（PEG）对纯PCL纤维薄膜改性制备复合纤维薄膜,改善人工神经导管的亲水性能,从而提高雪旺细胞的吸附能力。通过调整PCL和PEG的不同质量混合比例,研究了利用不同比例的材料,通过静电纺丝技术制备的复合纳米纤维薄膜在形貌、结构、亲水性等方面的差别。结果表明:随着PEG含量的增加会影响纤维形貌和结构,复合纤维薄膜的亲水性得到了显着改善。利用3D打印聚醚醚酮（PEEK）材料制备了具有不同微槽形貌和多种尺寸的支架负型模具,并用模具压制带有微沟槽的薄膜,将微槽薄膜卷曲后制备出复合多通道的人工神经导管,导管内具有沿着纵轴排列的取向形貌,微槽薄膜卷曲的层数与导管的微通道数目呈正相关,且复合多通道人工神经导管具有良好的孔径及孔隙率。
辛旺[7]（2020）在《脂多糖/蚕丝纤维/PLA复合人工神经在大鼠坐骨神经缺损修复中的作用》文中研究说明周围神经损伤是临床外科常见的疾病之一,其治疗及功能恢复长期以来都是临床医生面临的一项重要挑战。目前临床上自体神经移植是周围神经缺损修复的“金标准”,但由于其存在来源受限、牺牲供区次要神经功能等因素其临床应用受到限制,因此人工神经为临床修复提供了一个新思路,成为目前周围神经损伤修复的研究热点。近年来随着组织工程技术的发展,众多的材料被应用于人工神经的制备。蚕丝具有高韧性以及良好的生物相容性,是一种常见的组织工程材料。本课题组前期研究表明利用蚕丝纤维构建的微通道人工神经导管在引导和促进再生神经纤维的生长方面有显着的效果,但是其在体内却难以降解;在随后的研究中发现,在炎症反应中的细胞吞噬作用是其在体内降解的主要因素之一,同时在神经损伤修复早期,适度的炎症反应也有助于促进损伤神经的修复。研究表明,当周围神经组织损伤后,炎症反应随即被触发,损伤处以及远端全长神经纤维发生瓦勒氏变性（Wallerian degeneration,WD）,在此过程中,巨噬细胞吞噬变性的组织碎片,为神经再生扫除障碍,雪旺氏细胞增殖活化形成Büngner带,并且分泌神经营养因子,促进轴突的再生。脂多糖（lipopolysaccharide,LPS）是革兰氏阴性细菌细胞壁的主要成分,其作为一种典型的免疫应答激活剂,可通过激活相应的TLRs信号通路有效刺激巨噬细胞和神经胶质细胞活化,诱导体内的炎症反应。基于以上原因,本研究构建含LPS的蚕丝纤维微通道复合人工神经导管,一方面通过LPS在一定时间内的持续释放,诱导适度的炎症反应,加快大鼠坐骨神经损伤后炎性细胞的募集及瓦勒氏变性过程中轴突和髓鞘碎片的清除;另一方面促进巨噬细胞对蚕丝纤维的吞噬,从而进一步促进蚕丝纤维的体内降解;旨在从免疫学角度,缩短神经损伤后瓦勒氏变性的时间,加快神经再生速度以及改善神经导管的修复效果,为人工神经导管的深入研究以及周围神经的辅助治疗提供新思路。为了探讨LPS的含量对炎性细胞的影响,本研究首先使用不同剂量的LPS对大鼠进行尾静脉注射,利用全自动血细胞分析仪进行血常规检测;随后利用海藻酸钙凝胶为缓释载体,制备了载LPS的蚕丝纤维微通道复合人工神经导管,检测其在周围神经缺损修复中的作用,为此本研究共设计了3种人工神经导管,在大鼠坐骨神经10 mm缺损动物模型中分别进行了4种移植方案,即:自体神经移植组（对照）,熟丝组,凝胶组和LPS组。在移植后的相应时间点分别进行坐骨神经功能指数（SFI）检测、HE染色和免疫荧光染色观察,以此评价3种人工神经导管修复神经缺损的效果,以及在修复过程中炎性细胞的活动;最后,利用实时荧光定量PCR测定损伤修复过程中溶酶体相关基因和炎性细胞因子的表达情况,探讨炎症反应以及蚕丝降解活动在周围神经损伤修复中的变化。实验结果显示:1.大鼠血常规分析结果显示:低剂量（1μg/kg）LPS和中剂量（100μg/kg）LPS均可显着诱导大鼠血液中白细胞增生,而高剂量（10 mg/kg）LPS导致白细胞数减少,提示一定剂量的LPS可诱导大鼠产生适度的炎症反应。2.人工神经体外测试:（1）LPS在神经导管中的体外缓释结果显示:LPS在前7天释放速度较快,而后释放速度逐渐趋于平缓,在第21天时累积释放量为2444.2 EU,释放基本结束,以上结果表明载LPS的蚕丝纤维微通道复合人工神经导管能够在一定程度上对LPS缓慢释放,具有良好的缓释效果。（2）人工神经导管材料与雪旺氏细胞共培养,CCK8测定结果表明:3种人工神经对雪旺氏细胞无明显毒性,并表现出良好的生物相容性。3.人工神经修复效果评价:（1）HE染色观察显示:各组移植体神经纤维再生状况良好,术后第12周,3种人工神经导管内的蚕丝纤维均出现不同程度的降解,其中,LPS组单位面积残余的蚕丝纤维数量最少,表明LPS的添加促进了蚕丝纤维在体内的降解。（2）免疫荧光观察显示:术后第1周,4组移植体近、远端神经组织均被大量巨噬细胞浸润,其中,LPS组巨噬细胞数量显着高于其他移植组;在移植体近、远端均观察到脱髓鞘现象,与近端相比,远端脱髓鞘程度较高,各组中,LPS组残余的轴突和髓鞘碎片最少。术后第12周,各组移植体中均检测到大量的雪旺氏细胞和再生轴突,自体移植组中雪旺氏细胞和再生轴突最多,其余3组中,雪旺氏细胞和再生轴突数量由多至少依次为:LPS组、凝胶组、熟丝组。（3）术后第2、4、12周坐骨神经功能指数（SFI）结果表明,各组SFI随时间的推移逐渐恢复,其中LPS组显着优于其他人工神经组,修复效果最接近自体移植组。4.实时荧光定量PCR结果显示:促炎细胞因子IL-6 mRNA、TNF-αmRNA在神经损伤后第3天开始显着上调,抗炎细胞因子IL-10 mRNA则在神经损伤后第2周开始显着上调,稍晚于促炎细胞因子;在损伤前2周LPS组IL-6 mRNA的相对表达量均显着高于其他组。各移植组溶酶体相关基因的mRNA均在术后不同时期显着上调,其中Ctsd mRNA在第4周显着上调。Hip1r mRNA在第1周开始显着上调,而Plat mRNA在第3天开始显着上调。综上实验结果表明:本研究构建的脂多糖/蚕丝纤维/PLA复合人工神经导管能够诱导适度的炎症反应,加快神经损伤早期瓦勒变性过程中轴突和髓鞘碎片的清除,从而促进坐骨神经的结构重建和功能恢复;另外,LPS的添加对蚕丝纤维在体内的降解也有一定的促进作用。
谭建蓉[8]（2020）在《新型丝素纤维缓释载体神经导管修复大鼠坐骨神经缺损的研究》文中研究指明周围神经损伤是一种常见的临床疾病,对于神经断裂损伤,通常将受损神经末端缝合完成修复;对于长距离的神经缺损,则需要使用神经移植物桥接神经断端,其中自体神经移植依然是临床上神经缺损修复的“金标准”。然而,自体神经移植存在供体神经短缺,使供体部位出现功能障碍等局限性,目前,以天然或者合成材料制成的组织工程神经导管已成为自体神经移植的有效替代物,用于周围神经缺损修复,但其修复效果仍然有待提升。研究表明,采用与自体神经具有相似结构特点的丝素纤维模拟正常神经纤维分布,在神经导管内部设置纵向定向的微通道结构,有利于引导轴突再生。为了进一步提升神经导管的修复效果,本研究在构建丝素纤维微通道的基础上,外源性添加纤连蛋白、神经钙黏蛋白促进雪旺氏细胞的增殖和迁移,以此重建有利于神经再生的微环境。由于蛋白药物普遍存在半衰期短,易失去生物活性等问题,因此通过丝素纤维表面复合海藻酸钙水凝胶构建蛋白药物缓释载体,可保持蛋白药物活性,延长其作用时间。本研究构建了3种新型丝素纤维缓释载体神经导管,即纤连蛋白丝素纤维缓释载体神经导管（FN/SF NC）、神经钙黏蛋白丝素纤维缓释载体神经导管（N-Cad/SF NC）、复合蛋白丝素纤维缓释载体神经导管（FN&N-Cad/SF NC）,为探讨不同神经导管的修复效果,以自体神经移植（Autograft）和单纯丝素纤维神经导管（SF NC）为对照,桥接大鼠坐骨神经10 mm缺损间隙。本文具体研究内容和结果,概括如下:（1）丝素纤维缓释载体的制备和体外表征酶联免疫吸附试验（ELISA）结果显示,丝素纤维缓释载体可以持续10天释放纤连蛋白和神经钙黏蛋白,并且两种蛋白的缓释趋势大致相同,第1天至第2天缓慢释放,第2天至第7天快速释放,其累计释放量呈线性持续增长,第7天至第10天释放速率明显减缓,第10天至第12天累计释放量基本保持平稳,纤连蛋白的最终累计释放量为0.95μg,神经钙黏蛋白为0.92μg;雪旺氏细胞与丝素纤维缓释载体共培养,CCK-8检测结果显示FN/SF、N-Cad/SF、FN&N-Cad/SF均表现出良好的生物相容性,未影响细胞增殖活性,且共培养3天后,FN/SF组、FN&N-Cad/SF组与对照组相比可显着促进雪旺氏细胞的增殖。（2）丝素纤维缓释载体神经导管的修复效果评价神经移植后,对大鼠感觉功能、运动功能进行检测,结果显示,术后12周,FN&N-Cad/SF NC组温觉反应回缩时间与自体移植组相比差异不显着,但显着低于SF NC组、FN/SF NC组、N-Cad/SF NC组;自体移植组SFI数值与FN/SF NC组、N-Cad/SF NC组、FN&N-Cad/SF NC组相比差异不显着,但显着高于SF NC组。腓肠肌湿重率测定与Masson染色结果显示,术后12周,FN&N-Cad/SF NC组与自体移植组相比腓肠肌湿重率差异性不显着,但显着高于SF NC组、FN/SF NC组、N-Cad/SF NC组;自体移植组腓肠肌胶原纤维所占比例显着低于4种神经导管组,但FN/SF NC组、N-Cad/SF NC组、FN&N-Cad/SF NC组显着低于SF NC组。组织学染色、免疫荧光染色结果显示,术后前4周,FN/SF NC组、N-Cad/SF NC组、FN&N-Cad/SF NC组与SF NC组相比,能够显着促进雪旺氏细胞的迁移和增殖;术后12周,FN&N-Cad/SF NC组与SF NC组相比新生轴突数量显着增多,与FN/SF NC组和N-Cad/SF NC组相比差异不显着。（3）丝素纤维缓释载体神经导管修复机制的初步探究术后14天,FN/SF NC组、N-Cad/SF NC组、FN&N-Cad/SF NC组与SF NC组相比可一定程度上调雪旺氏细胞增殖相关基因（Cyclin D1、PCNA）、迁移相关基因（NCAM、Itgb1）以及神经生长因子（NGF）的表达,其中FN&N-Cad/SF NC组效果较为显着;术后21天至30天,各组中各基因的相对表达量恢复到正常水平。综上,本研究制备的3种新型丝素纤维缓释载体神经导管具有良好的载药性和生物相容性,并且与SF NC组相比其修复效果均有所提升,其中FN&N-Cad/SF NC组最佳,与自体移植组相比差异不显着,FN/SF NC组和N-Cad/SF NC组次之,这表明外源性添加纤连蛋白和神经钙黏蛋白可以有效促进雪旺氏细胞的增殖、迁移以及神经生长因子的释放,从而提升神经导管的修复效果。
马艺展[9]（2020）在《应用静电纺丝技术制备PLCL/ECM复合神经导管及其体内外评价》文中提出目的:应用静电纺丝技术制备含有脱细胞基质（Extracellular matrix,ECM）的聚乳酸-聚己内酯（PLCL）神经修复导管,并初步评价其功能。方法:通过静电纺丝技术制备出两种神经导管,即把10%PLCL溶液进行静电纺丝所成的聚乳酸-聚己内酯（PLCL）导管,及在10%PLCL溶液中加入ECM,再进行静电纺丝所成的PLCL/ECM导管。并进行扫描电镜观察、切片染色观察、力学性能检测、细胞毒性检测及细胞相容性检测。之后选取成年雄性Wistar大鼠54只,将坐骨神经切断,用不同材料桥接,神经远近端间隙距离8mm。根据移植材料不同,动物实验分为三组。A组:PLCL/ECM导管组;B组:PLCL导管组;C组:大鼠自体神经移植组。并在术后4周、8周和12周检测行为学（SFI）、神经传导速度（NCV）、小腿中端周长、甲苯胺蓝染色,并分析评价坐骨神经再生效果。结果:把PLCL/ECM导管切片经考马斯亮蓝染色后在显微镜下可见PLCL材料中分布着均匀的ECM。两种导管的缝合线力学拉伸结果可以看出,PLCL/ECM导管的弹性模量值大于PLCL导管的弹性模量值（p<0.05）,但PLCL/ECM导管的屈服应力与PLCL导管的屈服应力相差不大（p>0.05）,这说明ECM的加入,对神经导管的缝合线力学拉伸效果并无太大影响。细胞毒性试验结果显示,不同培养时间下,PLCL和PLCL/ECM各浓度组的OD450均显着高于阳性对照组OD450,且与阴性对照组OD450相差不大,通过计算各组细胞存活率可以发现,不同浸提液浓度都是在24h时PLCL/ECM与PLCL组的细胞存活率并无太大差异（p>0.05）,但在培养48、72、96h时后,PLCL/ECM组细胞存活率都高于PLCL组细胞存活率（p<0.05）。在扫描电镜下对比两组细胞黏附情况,可以看出PLCL/ECM组的细胞黏附情况要好于PLCL组,这说明PLCL/ECM组更优于细胞生长。术后无大鼠死亡或切口感染,也没有出现明显排异反应及与手术相关的其它并发症。移植手术后,随着时间推移,A组、B组、C组的各方面功能都在逐步恢复,C组恢复较快,A组、B组恢复较慢。术后4周指标:4周时行为学和小腿中端周长实验结果在三组间无较大差异,但C组的NCV显着好于另外两组（p<0.05）,且髓鞘轴突数量也显着多于另外两组（p<0.05）。术后8周指标:（1）坐骨神经指数:C组优于A组和B组（p<0.05）,A组与B组差异不大（p>0.05）;（2）电生理检测:C组NCV好于A组,但没有显着性差异（p>0.05）,C组NCV高于B组（p<0.05）,A组NCV高于B组,但没有显着性差异（p>0.05）;（3）小腿中端周长检测:C组小腿肌肉恢复力均优于A组与B组（p<0.05）,但A组与B组之间差异无统计学意义（p>0.05）;（4）甲苯胺蓝染色:与4周相比,8周各组的髓鞘碎片减少,有髓鞘轴突数目显着增多。C组再生的有髓鞘轴突数目明显多于A组与B组（p<0.05）;A组的髓鞘轴突数目显着增多且多于B组（p<0.05）。术后12周指标:（1）坐骨神经指数:C组虽然仍优于A组（p<0.05）但与8周相比差异变小,A组优于B组（p<0.05）;（2）电生理检测:A、B两组NCV均较8周时明显提高（p<0.05）,A组NCV虽然仍小于C组（p<0.05）但与8周相比差异变小,B组与A组有较大差异（p<0.05）;（3）小腿中端周长检测:各组较8周相比肌肉恢复率都有提高,C组肌肉恢复率高于B组（p<0.05）与A组差异不大（p>0.05）,A组和B组之间仍无显着差异（p>0.05）;（4）甲苯胺蓝染色:与8周相比,12周各组的髓鞘碎片基本不见,A组的髓鞘轴突数目明显增多且优于B组（p<0.05）,并与C组相当（p>0.05）。结论:脱细胞基质的加入不仅提高了神经导管的生物相容性,对于坐骨神经的修复也具有一定的促进作用。
侯袁婧[10]（2019）在《腔内基质填充导管的制备及其修复周围神经缺损的研究》文中指出外伤性周围神经损伤是临床上一种常见的疾病,对离断性长段缺损（>1cm）来说,实现自我神经修复过程非常困难。虽然已有几种神经支架已获得FDA批准用于生产和临床使用,但神经功能恢复程度有限,而且将这些支架用于修复3cm以上缺损时效果不尽人意,其主要原因是修复长段缺损需要的修复时间较长,再生的神经缺乏有力的引导而错乱的分散在支架中,造成神经不能实现正确对接,最终难以实现神经功能上的恢复。目前研究主要通过在神经导管内引入纤维、基质、水凝胶等填充基质的方式来解决这个问题,对填充基质通过一定的仿生设计以发挥对轴突的趋触性引导作用,从而达到促进神经修复的目的。细菌纤维素（bacterial cellulose,BC）作为新型天然高分子,由于具有高比表面积、高持水性、良好的生物相容性等特性被广泛用于生物医用领域,但是在神经支架方面鲜有报道,将其作为神经导管腔内填充基质用于修复神经缺损的研究更少。本文旨在制备一种新型腔内基质填充型神经导管,评价该导管的理化性能和生物相容性,进一步将其植入大鼠体内进行坐骨神经10 mm缺损修复的研究,为实现其在神经修复中的应用提供理论指导和实验依据。本文制备的腔内基质填充型导管包括静电纺丝技术制备的聚乳酸-羟基乙酸（polyglycolic acid,PLGA）外导管和冷冻干燥法制备的氧化细菌纤维素-胶原基质复合填充支架。首先通过静电纺丝工艺探索,优化了电纺PLGA纳米纤维膜的实验条件,选用浓度为15%的PLGA-DCM/DMF溶液进行纺丝,设置电压15 k V,推注速度0.4 m L/h,接收距离15 cm时可获得均匀连续的纳米纤维膜。所制备的纤维直径为283±73 nm,纤维直径分布在100-500 nm之间。厚度为0.2mm的膜拉伸强度达到3.1 MPa,断裂伸长率为24.9%,PLGA纳米纤维膜良好的孔隙结构和力学性能,不仅为营养物质和气体的交换提供多孔通道结构,同时能为神经再生提供足够的力学支撑,所以选择其作为神经支架进行进一步研究。由于人体内没有纤维素酶,将BC植入体内后难以降解,本文利用高碘酸钠对BC进行选择性氧化以制备了可降解氧化细菌纤维素（oxidized bacterial cellulose,OBC）,并对其进行了理化性能表征、细胞相容性和血液相容性的评价。研究了氧化度（oxidation degree,O.D.）对OBC支架的分子结构、形貌、孔隙度、力学性能和生物降解性的影响,评价了将OBC作为神经支架研究了其生物相容性。氧化度的提高降低了力学性能,但OBC0.05/3和OBC0.05/6的拉伸强度仍有3Mpa以上,满足手术和神经修复过程中所需要的力学强度和力学支撑。不同氧化度的OBC在7天内发生不同程度的降解,其中O.D.值为9.3%的OBC0.05/3的体外降解率为BC的15倍。将OBC与生物相容性较好的胶原（collagen,COL）通过席夫碱反应复合,制备了OBC-COL复合支架。OBC与COL质量比为7:3的OBC-COL2样品中的交联度最高。OBC-COL复合支架仍维持着三维互通的网状多孔结构,各孔隙之间由高长径比纤维互相连接和交织,孔隙率达70%以上,孔径在10-100μm的孔占70%。OBC与COL复合后热稳定性提升,细胞实验结果表明OBC-COL2表现出更好的生物相容性。将静电纺丝法和冷冻干燥法结合制备了腔内基质填充导管（intraluminal sponge filled nerve guidance conduit,ISF-NGC）,其中PLGA纳米纤维作为导管的外壁,OBC-COL复合支架作为腔内填充基质。将ISF-NGC植入大鼠体内研究用于修复坐骨神经缺损,结果表明ISF-NGC对神经再生有积极作用,其中再生髓鞘的成熟度优于中空导管（hollow nerve guidance conduit,H-NGC）,并与自体神经移植组无明显差异。第8周后ISF-NGC组大鼠SFI值接近自体移植组。腓肠肌恢复情况结果表明,ISF-NGC更有利于缓解肌肉萎缩的症状。H-NGC为神经再生提供了一个通道,而ISF-NGC中填充的多孔支架为神经再支配提供了模拟了自体神经中细胞外基质的结构,可以引导再生神经生长和延伸,从而促进神经再支配过程。综合实验结果表明,该导管能很好的促进神经再生和神经功能恢复,具有很好的应用价值。
二、神经导管的研究进展（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、神经导管的研究进展（论文提纲范文）
（1）构建微图案化导电膜及其促进神经修复的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 神经导管研究进展 |
| 1.2.1 中空导管 |
| 1.2.2 取向神经导管 |
| 1.2.3 微图案化及其制备策略 |
| 1.3 用于构建神经导管的材料 |
| 1.3.1 合成和天然的生物材料 |
| 1.3.2 纤维素及其衍生物 |
| 1.3.3 胶原蛋白 |
| 1.3.4 聚吡咯 |
| 1.4 本论文研究内容及意义 |
| 1.4.1 研究意义 |
| 1.4.2 研究内容 |
| 第二章 聚吡咯-聚甘油化纤维素纳米晶须/胶原蛋白导电膜的制备及其表征 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验材料与仪器 |
| 2.2.1 材料与试剂 |
| 2.2.2 分析仪器 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 CCHP的制备 |
| 2.3.2 CCH/Col、PCC薄膜的制备 |
| 2.3.3 CCHP与 CCH的表征与测试 |
| 2.3.4 PCC膜与CCH/Col膜的表征与性能测试 |
| 2.4 结果与讨论 |
| 2.4.1 CCHP及 PPy的结构分析 |
| 2.4.2 CCHP及 CCH的能谱分析 |
| 2.4.3 CCHP及 CCH的尺寸及形貌 |
| 2.4.4 CCHP及 CCH的晶型 |
| 2.4.5 CCH及 CCHP的热稳定性 |
| 2.4.6 CCHP的导电性 |
| 2.4.7 PCC膜及CCH/Col膜的机械性能 |
| 2.4.8 PCC膜及CCH/Col膜的形貌分析 |
| 2.4.9 PCC膜的元素分析 |
| 2.4.10 PCC膜及Col膜的电导率 |
| 2.4.11 PCC膜及CCH/Col膜材料的溶胀能力 |
| 2.4.12 PCC膜及CCH/Col膜的降解性 |
| 2.5 结论 |
| 第三章 聚吡咯-聚甘油化纤维素纳米晶须/胶原蛋白导电膜用于神经支架的研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验材料与仪器 |
| 3.2.1 材料与试剂 |
| 3.2.2 分析仪器 |
| 3.2.3 实验细胞和动物 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 常用试剂的配制 |
| 3.3.2 海马神经元细胞的提取 |
| 3.3.3 材料准备与细胞培养 |
| 3.3.4 细胞相容性 |
| 3.3.5 免疫荧光法 |
| 3.3.6 大鼠坐骨神经损伤模型建立 |
| 3.4 结果与讨论 |
| 3.4.1 细胞相容性研究 |
| 3.4.2 PCC膜对海马神经元细胞生长行为的影响 |
| 3.4.3 动物实验 |
| 3.5 结论 |
| 第四章 多功能微图案化导电膜的制备及其用于神经支架的研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验材料与仪器 |
| 4.2.1 材料与试剂 |
| 4.2.2 分析仪器 |
| 4.2.3 实验细胞和动物 |
| 4.3 实验方法 |
| 4.3.1 微图案化PCCF膜的制备 |
| 4.3.2 CS类药物及肝素(Heparin,HP)的负载 |
| 4.3.3 PCCF膜表面药物涂层 |
| 4.3.4 PCCF膜的拉力测试 |
| 4.3.5 PCCF膜的形貌观察 |
| 4.3.6 细胞行为观察 |
| 4.3.7 统计分析 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 PCCF膜机械性能 |
| 4.4.2 PCCF膜的微观结构 |
| 4.4.3 CS类药物负载的研究 |
| 4.4.4 PCCF膜上NIH3T3 细胞生长行为的研究 |
| 4.4.5 PCCF膜上海马神经元细胞生长行为的研究 |
| 4.4.6 负载CS类药物的PCCF膜对海马神经元细胞生长的影响 |
| 4.5 结论 |
| 主要结论与展望 |
| 主要结论 |
| 展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 附录:作者在攻读硕士学位期间发表的论文 |
（2）导电丝素蛋白支架的构筑及神经轴突分化电调控的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 主要缩略词表 |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 研究背景 |
| 1.2 电活性神经组织工程支架研究进展 |
| 1.2.1 神经组织工程支架简介 |
| 1.2.2 电刺激在神经修复领域的意义 |
| 1.2.3 电活性神经组织工程支架 |
| 1.3 SF支架研究进展 |
| 1.3.1 SF及SF组织工程支架研究简介 |
| 1.3.2 SF神经组织工程支架 |
| 1.3.3 导电SF神经组织工程支架 |
| 1.3.4 SF微流体组织工程支架 |
| 1.4 PEDOT材料研究进展 |
| 1.4.1 PEDOT的结构和性质 |
| 1.4.2 PEDOT在神经组织工程领域的研究进展 |
| 1.4.3 导电SF/PEDOT复合材料 |
| 1.5 本论文的研究意义、研究内容和创新点 |
| 1.5.1 本论文的研究意义 |
| 1.5.2 本论文的主要研究内容 |
| 1.5.3 本论文的创新点 |
| 参考文献 |
| 第2章 基于APS单氧化剂体系制备导电RSF/PEDOT-OH膜的研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验原料及实验设备 |
| 2.2.1 实验原料 |
| 2.2.2 实验设备 |
| 2.3 实验部分 |
| 2.3.1 RSF溶液的制备 |
| 2.3.2 RSF薄膜的制备 |
| 2.3.3 导电RSF/PEDOT-OH膜的制备 |
| 2.4 测试与表征 |
| 2.4.1 SDS胶束的粒径分布测试 |
| 2.4.2 RSF/PEDOT-OH膜的导电性测试 |
| 2.4.3 RSF膜在不同环境中的降解性测试 |
| 2.4.4 RSF/PEDOT-OH膜的红外光谱测试 |
| 2.4.5 RSF/PEDOT-OH膜的表面及截面形貌测试 |
| 2.4.6 RSF/PEDOT-OH膜的电化学性能测试 |
| 2.4.7 RSF/PEDOT-OH膜的导电层稳定性测试 |
| 2.4.8 RSF/PEDOT-OH膜的亲水性测试 |
| 2.4.9 RSF/PEDOT-OH膜的生物相容性表征 |
| 2.5 结果与讨论 |
| 2.5.1 RSF/PEDOT-OH膜的改性原理 |
| 2.5.2 表面活性剂用量对RSF/PEDOT-OH膜结构和导电性能的影响 |
| 2.5.3 氧化剂用量对RSF/PEDOT-OH膜结构和导电性能的影响 |
| 2.5.4 初始pH值对RSF/PEDOT-OH膜导电性能的影响 |
| 2.5.5 单体浓度对RSF/PEDOT-OH膜结构和导电性能的影响 |
| 2.5.6 RSF/PEDOT-OH膜的电化学性能 |
| 2.5.7 RSF/PEDOT-OH膜的导电层稳定性 |
| 2.5.8 RSF/PEDOT-OH膜的亲水性 |
| 2.5.9 RSF/PEDOT-OH膜的生物相容性 |
| 2.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第3章 基于FeCl_3/APS复合氧化剂体系制备透明导电RSF/PEDOT-OH膜的研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验原料及实验设备 |
| 3.2.1 实验原料 |
| 3.2.2 实验设备 |
| 3.3 实验部分 |
| 3.3.1 RSF溶液的制备 |
| 3.3.2 RSF薄膜的制备 |
| 3.3.3 透明导电RSF/PEDOT-OH膜的制备 |
| 3.4 测试与表征 |
| 3.4.1 RSF/PEDOT-OH膜的导电性、透明性测试及表征 |
| 3.4.2 RSF/PEDOT-OH膜的红外光谱测试 |
| 3.4.3 RSF/PEDOT-OH膜的表面及截面形貌测试 |
| 3.4.4 水中PEDOT-OH产物的形貌测试 |
| 3.4.5 RSF/PEDOT-OH膜及水中PEDOT-OH产物的元素成分分析测试 |
| 3.4.6 RSF/PEDOT-OH膜的电化学性能测试 |
| 3.4.7 RSF/PEDOT-OH膜的导电层粘附性测试 |
| 3.4.8 RSF/PEDOT-OH膜的亲水性测试 |
| 3.4.9 基于透明导电RSF/PEDOT-OH膜的PC12细胞培养 |
| 3.5 结果与讨论 |
| 3.5.1 基于FeCl_3氧化剂体系制备RSF/PEDOT-OH膜及其性能 |
| 3.5.2 基于复合氧化剂体系制备RSF/PEDOT-OH膜及其性能 |
| 3.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第4章 基于PEDOT:PSS一步法制备透明导电RSF膜的研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验原料及实验设备 |
| 4.2.1 实验原料 |
| 4.2.2 实验设备 |
| 4.3 实验部分 |
| 4.3.1 RSF薄膜的制备 |
| 4.3.2 RSF/PEDOT:PSS膜的制备 |
| 4.3.3 RSF/PEDOT:PSS膜的相分离后处理 |
| 4.4 测试与表征 |
| 4.4.1 RSF/PEDOT:PSS膜的导电性、透明性测试及表征 |
| 4.4.2 RSF/PEDOT:PSS膜的红外光谱测试 |
| 4.4.3 RSF/PEDOT:PSS膜的表面,截面结构形貌测试 |
| 4.4.4 RSF/PEDOT:PSS膜的元素成分分析测试 |
| 4.4.5 RSF/PEDOT:PSS膜的结晶结构测试 |
| 4.4.6 RSF/PEDOT:PSS膜的电化学性能测试 |
| 4.4.7 RSF/PEDOT:PSS膜的导电层粘附性测试 |
| 4.4.8 RSF/PEDOT:PSS膜的亲水性测试 |
| 4.4.9 基于RSF/PEDOT:PSS膜的PC12细胞培养 |
| 4.5 结果与讨论 |
| 4.5.1 RSF/PEDOT:PSS膜的改性机理分析 |
| 4.5.2 RSF/PEDOT:PSS膜的性能分析 |
| 4.5.3 RSF/PEDOT:PSS膜的PC12细胞电刺激培养研究 |
| 4.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第5章 导电RSF微流体支架中的细胞动态培养及神经轴突电调控研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验原料及实验设备 |
| 5.2.1 实验原料 |
| 5.2.2 实验设备 |
| 5.3 实验部分 |
| 5.3.1 RSF微流体支架的参数设计 |
| 5.3.2 RSF微流体支架的制备 |
| 5.3.3 RSF微流体支架的导电改性 |
| 5.3.4 RSF/PEDOT-OH微流体支架中的PC12细胞培养 |
| 5.4 测试与表征 |
| 5.4.1 RSF薄膜的红外光谱测试 |
| 5.4.2 SU-8 光刻胶阳模和PDMS阳模的微通道尺寸表征 |
| 5.4.3 RSF微流体支架的通道结构表征 |
| 5.4.4 RSF/PEDOT-OH微流体支架的导电性表征 |
| 5.4.5 RSF/PEDOT-OH微流体支架的导电层形貌表征 |
| 5.4.6 RSF/PEDOT-OH微流体支架内培养细胞的生长情况表征 |
| 5.4.7 细胞灌流培养液的密度与粘度测试 |
| 5.5 结果与讨论 |
| 5.5.1 SU-8 阴模及PDMS阳模的尺寸表征 |
| 5.5.2 有微通道图案RSF膜的成型温度分析 |
| 5.5.3 RSF微流体支架的尺寸表征 |
| 5.5.4 RSF/PEDOT-OH导电微流体支架的改性结果 |
| 5.5.5 RSF/PEDOT-OH导电微流体支架中的PC12细胞粘附 |
| 5.5.6 RSF/PEDOT-OH微流体支架中的PC12细胞分化培养 |
| 5.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第6章 总结与展望 |
| 6.1 全文总结 |
| 6.2 展望 |
| 附录一 |
| 附录二 攻读博士学位期间发表的论文及申请(授权)专利 |
| 致谢 |
（3）聚己内酯多通道神经导管的制备及性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 周围神经系统 |
| 1.2 周围神经的损伤及治疗 |
| 1.3 神经导管的要求 |
| 1.4 神经导管的结构 |
| 1.5 制备神经导管的材料分类 |
| 1.6 神经导管的制备方法 |
| 1.7 本课题的研究意义和主要研究内容 |
| 第二章 PCL多通道神经导管的制备 |
| 2.1 实验部分 |
| 2.2 测试和表征 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.4 本章小结 |
| 第三章 CeO_2-PCL/PVP多通道神经导管的制备 |
| 3.1 实验部分 |
| 3.2 测试与表征 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 多通道神经导管的生物相容性测试 |
| 4.1 实验部分 |
| 4.2 实验内容 |
| 4.3 结果与分析 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 结论与展望 |
| 5.1 结论 |
| 5.2 展望 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士期间发表的论文成果 |
| 致谢 |
（4）蚕丝/镁丝复合编织多孔结构神经导管的制备及其性能研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 周围神经损伤 |
| 1.2 周围神经再生与修复 |
| 1.2.1 周围神经的结构与功能 |
| 1.2.2 周围神经的再生机制 |
| 1.2.3 周围神经的修复和功能重建 |
| 1.3 组织工程化人造神经导管 |
| 1.3.1 组织工程化神经导管材料 |
| 1.3.2 神经导管的结构和功能设计 |
| 1.4 神经导管制备工艺 |
| 1.5 课题研究目的、意义和主要内容 |
| 1.5.1 研究目的和意义 |
| 1.5.2 创新点 |
| 1.5.3 主要研究内容 |
| 第二章 SF/Mg-SF/CS神经导管的编织及其工艺优化 |
| 2.1 实验材料与仪器设备 |
| 2.2 实验方法 |
| 2.2.1 神经导管的结构设计和制备工艺优化 |
| 2.2.2 后处理工艺 |
| 2.3 性能表征 |
| 2.3.1 蚕丝的力学性能测试 |
| 2.3.2 表面形貌 |
| 2.3.3 孔隙率 |
| 2.3.4 径向抗压缩性能 |
| 2.3.5 轴向拉伸性能 |
| 2.3.6 数据分析 |
| 2.4 结果与讨论 |
| 2.4.1 神经导管的表面形貌和结构参数 |
| 2.4.2 神经导管的力学性能 |
| 2.4.3 极差分析 |
| 2.5 本章小结 |
| 第三章 SF/Mg-SF/CS编织多孔结构神经导管的制备及性能表征 |
| 3.1 材料与仪器 |
| 3.2 材料与方法 |
| 3.2.1 丝素蛋白溶液的制备 |
| 3.2.2 丝素蛋白与壳聚糖混合液的制备 |
| 3.2.3 表面形貌 |
| 3.2.4 孔隙率 |
| 3.2.5 径向抗压缩性能 |
| 3.2.6 反复压缩回弹性 |
| 3.2.7 轴向拉伸性能 |
| 3.2.8 红外光谱表征 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 表面形貌和性能分析 |
| 3.3.2 FT-IR结果分析 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 SF/Mg-SF/CS神经导管的细胞和动物实验 |
| 4.1 实验材料与设备 |
| 4.2 实验方法 |
| 4.2.1 细胞培养 |
| 4.2.2 细胞HE染色 |
| 4.2.3 CCK-8细胞增殖实验 |
| 4.2.4 死活细胞染色 |
| 4.2.5 SEM观察 |
| 4.2.6 体内生物相容性测试 |
| 4.2.7 大鼠坐骨神经移植实验 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 神经导管与细胞HE染色 |
| 4.3.2 CCK-8细胞增殖 |
| 4.3.3 死活细胞染色结果 |
| 4.3.4 扫描电镜结果 |
| 4.3.5 皮下植入测试结果 |
| 4.3.6 大鼠步态测试结果 |
| 4.3.7 排肠肌形态观察及Masson染色图 |
| 4.3.8 神经形貌观察 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 结论与展望 |
| 5.1 结论 |
| 5.2 展望 |
| 参考文献 |
| 硕士期间学术成果 |
| 致谢 |
（5）柔性植入式燃料电池电极的制备及其用于自发电神经导管的研究（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 摘要 |
| Abstract |
| 英文缩写清单 |
| 1 引言 |
| 2 文献综述 |
| 2.1 植入式供能器件 |
| 2.1.1 有源植入式医疗器械及其能量供应 |
| 2.1.2 植入式葡萄糖燃料电池及其分类 |
| 2.1.3 植入式非生物催化燃料电池研究进展 |
| 2.1.4 小结 |
| 2.2 周围神经修复 |
| 2.2.1 周围神经及其结构 |
| 2.2.2 周围神经损伤 |
| 2.2.3 周围神经损伤的修复方法 |
| 2.2.4 电刺激在神经修复中的应用 |
| 2.2.5 导电神经导管结合电刺激用于神经再生 |
| 2.2.6 小结 |
| 2.3 BC在柔性电子器件中的应用 |
| 2.3.1 BC的结构及性能特点 |
| 2.3.2 BC在柔性电子器件中的应用 |
| 2.4 本论文研究内容及意义 |
| 2.4.1 课题来源 |
| 2.4.2 研究内容 |
| 2.4.3 研究意义 |
| 3 BC/PtAu柔性植入式燃料电池阳极的制备与性能测试 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验材料与仪器 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 BC/PtAu电极的制备 |
| 3.3.2 XRD测试 |
| 3.3.3 SEM观察 |
| 3.3.4 XPS测试 |
| 3.3.5 细胞活死染色 |
| 3.3.6 电化学测试 |
| 3.3.7 力学性能测试 |
| 3.4 结果与讨论 |
| 3.4.1 BC复合纳米PtAu合金的机理 |
| 3.4.2 PtAu合金纳米颗粒在BC纤维上的复合 |
| 3.4.3 反应次数对PtAu合金纳米颗粒大小及负载量的影响 |
| 3.4.4 BC/PtAu元素分析 |
| 3.4.5 合金纳米颗粒负载量对BC/PtAu生物相容性的影响 |
| 3.4.6 BC/PtAu柔性电极的葡萄糖催化氧化性能 |
| 3.4.7 BC/PtAu柔性电极的力学性能 |
| 3.5 本章小结 |
| 4 BC/PDA/Ag柔性植入式燃料电池阴极的制备与性能测试 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验材料与仪器 |
| 4.3 实验方法 |
| 4.3.1 BC/PDA/Ag柔性氧还原电极的制备 |
| 4.3.2 FT-IR测试 |
| 4.3.3 XRD测试 |
| 4.3.4 SEM观察 |
| 4.3.5 XPS测试 |
| 4.3.6 导电率测试 |
| 4.3.7 银含量测试 |
| 4.3.8 BC/PDA/Ag氧还原性能测试 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 PDA及纳米银复合机理 |
| 4.4.2 PDA在BC上的复合 |
| 4.4.3 BC/PDA/Ag物相分析 |
| 4.4.4 PDA对复合纳米银的影响 |
| 4.4.5 BC/PDA/Ag元素价态分析 |
| 4.4.6 BC/PDA/Ag的银含量及导电率 |
| 4.4.7 BC/PDA/Ag膜电极的力学性能 |
| 4.4.8 BC/PDA/Ag膜电极的氧还原催化活性 |
| 4.5 本章小结 |
| 5 BC/PPy自发电神经支架导电基底膜的制备与性能测试 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验材料与仪器 |
| 5.3 实验方法 |
| 5.3.1 BC/PPy导电基底膜的制备 |
| 5.3.2 FT-IR测试 |
| 5.3.3 XPS测试 |
| 5.3.4 SEM观察 |
| 5.3.5 PPy负载量测试 |
| 5.3.6 导电率测试 |
| 5.3.7 力学性能测试 |
| 5.3.8 热稳定性测试 |
| 5.4 结果与讨论 |
| 5.4.1 BC与PPy的复合 |
| 5.4.2 BC/PPy元素状态分析 |
| 5.4.3 吡咯单体浓度对BC/PPy微观形貌的影响 |
| 5.4.4 BC与PPy复合的机理 |
| 5.4.5 BC/PPy导电基底膜PPy负载量及导电率分析 |
| 5.4.6 BC/PPy导电基底膜力学性能分析及优化 |
| 5.4.7 BC/PPy导电基底膜的热稳定性 |
| 5.5 本章小结 |
| 6 Pt-BC/PPy-NCNTs二维自发电神经支架的制备与性能测试 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 实验材料与仪器 |
| 6.3 实验方法 |
| 6.3.1 阳极制备 |
| 6.3.2 阴极制备 |
| 6.3.3 XRD测试 |
| 6.3.4 SEM观察 |
| 6.3.5 XPS测试 |
| 6.3.6 CCK-8测试 |
| 6.3.7 电极催化活性及电势差测试 |
| 6.4 结果与讨论 |
| 6.4.1 自发电神经支架的设计原理 |
| 6.4.2 阳极物相分析 |
| 6.4.3 阳极微观形貌分析 |
| 6.4.4 阳极元素状态分析 |
| 6.4.5 阴极微观形貌及元素状态分析 |
| 6.4.6 Pt-BC/PPy-NCNTs神经支架的生物相容性 |
| 6.4.7 Pt-BC/PPy-NCNTs神经支架的自发电性能 |
| 6.5 本章小结 |
| 7 Pt-hPCL/PPy-NCNTs三维自发电取向导电神经导管的设计制备 |
| 7.1 引言 |
| 7.2 实验材料与仪器 |
| 7.3 实验方法 |
| 7.3.1 静电纺丝制备取向PCL膜 |
| 7.3.2 取向PCL膜的亲水改性 |
| 7.3.3 hPCL复合PPy |
| 7.3.4 SEM观察 |
| 7.3.5 导电率测试 |
| 7.3.6 雪旺细胞培养及荧光染色观察 |
| 7.3.7 离子溅射法复合纳米铂催化剂 |
| 7.3.8 浸渍法复合N-CNTs催化剂 |
| 7.3.9 卷管法制备自发电取向导电神经导管 |
| 7.4 结果与讨论 |
| 7.4.1 条件参数对静电纺丝PCL的影响 |
| 7.4.2 亲疏水性对静电纺丝PCL复合聚吡咯的影响 |
| 7.4.3 细胞在hPCL/PPy取向导电膜上的生长行为 |
| 7.4.4 离子溅射法复合纳米铂 |
| 7.4.5 自发电取向导电神经导管的结构及作用机理 |
| 7.5 本章小结 |
| 8 Pt-BC/PPy-NCNTs二维自发电神经支架的体内外功能评价 |
| 8.1 引言 |
| 8.2 实验材料与仪器 |
| 8.3 实验方法 |
| 8.3.1 DRG培养及观察 |
| 8.3.2 皮下植入实验 |
| 8.3.3 大鼠坐骨神经缺损修复实验 |
| 8.3.4 步态测试 |
| 8.3.5 HE染色及免疫荧光染色观察 |
| 8.3.6 TEM观察 |
| 8.3.7 统计分析 |
| 8.4 结果与讨论 |
| 8.4.1 自发电神经支架对DRG轴突生长的影响 |
| 8.4.2 自发电支架的组织相容性 |
| 8.4.3 自发电神经支架对坐骨神经功能恢复的影响 |
| 8.4.4 自发电神经支架对神经再生的影响 |
| 8.5 本章小结 |
| 9 结论 |
| 本论文的创新点 |
| 未来工作建议 |
| 参考文献 |
| 作者简历及在学研究成果 |
| 学位论文数据集 |
（6）人工神经导管的压制卷曲成型工艺研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 研究背景及意义 |
| 1.2 天然神经组织结构及组成 |
| 1.3 人工神经导管研究现状 |
| 1.3.1 人工神经导管制备材料 |
| 1.3.2 人工神经导管结构设计及其制备方法 |
| 1.4 本文主要研究内容与技术路线 |
| 1.4.1 研究内容及技术路线 |
| 1.4.2 章节安排 |
| 第2章 静电纺PCL纤维薄膜工艺参数研究 |
| 2.1 静电纺丝技术概述 |
| 2.1.1 静电纺丝原理 |
| 2.1.2 静电纺丝的影响因素 |
| 2.2 静电纺丝正交试验因素及水平的选择 |
| 2.3 实验部分 |
| 2.3.1 实验材料 |
| 2.3.2 实验设备 |
| 2.3.3 纺丝溶液的配制 |
| 2.3.4 纤维薄膜的制备 |
| 2.3.5 检测指标及方法 |
| 2.4 结果与讨论 |
| 2.4.1 正交试验设计方案 |
| 2.4.2 静电纺丝纤维膜纤维形貌 |
| 2.4.3 静电纺丝参数对纤维直径的影响 |
| 2.4.4 静电纺丝参数对纤维膜孔隙率的影响 |
| 2.4.5 静电纺丝参数对纤维膜表面积-体积比的影响 |
| 2.4.6 综合平衡分析 |
| 2.5 本章小结 |
| 第3章 静电纺PCL/PEG复合纤维薄膜改性研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 实验材料 |
| 3.2.2 实验设备 |
| 3.2.3 纺丝溶液的配制 |
| 3.2.4 复合纤维薄膜的制备 |
| 3.2.5 复合纤维薄膜的结构及性能测试 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 复合纤维薄膜的纤维形貌分析 |
| 3.3.2 复合纤维薄膜的FTIR分析 |
| 3.3.3 复合纤维薄膜的吸水性能分析 |
| 3.3.4 复合纤维薄膜的水接触角分析 |
| 3.3.5 复合纤维薄膜质量损失率分析 |
| 3.3.6 复合纤维薄膜去离子水处理分析 |
| 3.4 本章小结 |
| 第4章 纤维薄膜的压制卷曲构建人工神经导管 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 负型模具结构设计 |
| 4.3 3D打印PEEK负型模具结构 |
| 4.4 3D打印负型模具及微槽薄膜尺寸分析 |
| 4.4.1 3D打印负型模具结构尺寸分析 |
| 4.4.2 微槽薄膜的制备及尺寸 |
| 4.5 人工神经导管组装成型及尺寸分析 |
| 4.5.1 人工神经导管的复合成型 |
| 4.5.2 人工神经导管的几何尺寸分析 |
| 4.6 本章小结 |
| 第5章 结论与展望 |
| 5.1 结论 |
| 5.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 在学期间发表的学术论文及研究成果 |
（7）脂多糖/蚕丝纤维/PLA复合人工神经在大鼠坐骨神经缺损修复中的作用（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 文献综述 |
| 1.1 周围神经损伤 |
| 1.1.1 周围神经系统概述 |
| 1.1.2 周围神经损伤的原因和分类 |
| 1.2 周围神经损伤修复的原理 |
| 1.2.1 周围神经损伤后轴突及雪旺氏细胞的活动 |
| 1.2.2 周围神经损伤后炎性细胞及因子的活动 |
| 1.3 周围神经损伤修复的方法 |
| 1.3.1 端端吻合修复 |
| 1.3.2 自体神经移植和异体神经移植修复 |
| 1.3.3 人工神经修复 |
| 1.4 蚕丝在组织工程领域的应用 |
| 1.5 脂多糖的作用机制以及在神经损伤修复中的应用 |
| 1.6 研究目的与意义 |
| 1.6.1 研究背景 |
| 1.6.2 研究内容 |
| 1.6.3 拟解决的关键科学问题 |
| 1.6.4 本研究的创新点 |
| 第2章 脂多糖对炎性细胞的影响 |
| 2.1 实验材料 |
| 2.1.1 实验动物 |
| 2.1.2 主要试剂 |
| 2.1.3 主要仪器及实验用品 |
| 2.2 实验方法 |
| 2.2.1 动物分组与LPS处理 |
| 2.2.2 统计学分析 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.4 小结 |
| 第3章 脂多糖/蚕丝纤维/PLA复合人工神经的制备与手术移植 |
| 3.1 实验材料 |
| 3.1.1 实验动物 |
| 3.1.2 主要试剂 |
| 3.1.3 主要仪器及实验用品 |
| 3.2 实验方法 |
| 3.2.1 脂多糖/蚕丝纤维/PLA复合人工神经的制备 |
| 3.2.2 脂多糖/蚕丝纤维/PLA复合人工神经形态结构观察 |
| 3.2.3 脂多糖/蚕丝纤维/PLA复合人工神经细胞毒性测试 |
| 3.2.4 脂多糖/蚕丝纤维/PLA复合人工神经的缓释性质考察 |
| 3.2.5 动物分组及人工神经手术移植 |
| 3.2.6 统计学分析 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 脂多糖/蚕丝纤维/PLA复合人工神经的形态 |
| 3.3.2 雪旺氏细胞的培养与鉴定 |
| 3.3.3 CCK-8细胞毒性测试结果 |
| 3.3.4 脂多糖/蚕丝纤维/PLA复合人工神经的缓释效果 |
| 3.3.5 人工神经的手术移植 |
| 3.4 小结 |
| 第4章 脂多糖/蚕丝纤维/PLA复合人工神经修复大鼠坐骨神经缺损神经再生与功能重建的评价 |
| 4.1 实验材料 |
| 4.1.1 实验动物 |
| 4.1.2 主要试剂 |
| 4.1.3 主要仪器及实验用品 |
| 4.2 实验方法 |
| 4.2.1 大体及术部形态学观察 |
| 4.2.2 冰冻切片免疫荧光染色观察 |
| 4.2.3 石蜡切片HE染色观察 |
| 4.2.4 坐骨神经功能评估 |
| 4.2.5 统计学分析 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 大体及术部形态学观察 |
| 4.3.2 免疫荧光染色观察 |
| 4.3.3 HE染色观察 |
| 4.3.4 坐骨神经功能指数 |
| 4.4 小结 |
| 第5章 脂多糖/蚕丝纤维/PLA复合人工神经移植对大鼠坐骨神经炎性因子及溶酶体相关基因表达的探究 |
| 5.1 实验材料 |
| 5.1.1 实验动物 |
| 5.1.2 主要试剂 |
| 5.1.3 主要仪器及实验用品 |
| 5.2 实验方法 |
| 5.2.1 总RNA提取 |
| 5.2.2 RNA反转录合成c DNA |
| 5.2.3 实时荧光定量PCR |
| 5.2.4 统计学分析 |
| 5.3 结果与讨论 |
| 5.3.1 炎性细胞因子在周围神经缺损修复中的表达 |
| 5.3.2 溶酶体相关基因mRNA在周围神经缺损修复中的表达 |
| 5.4 小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 在校期间科研实践情况 |
（8）新型丝素纤维缓释载体神经导管修复大鼠坐骨神经缺损的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 文献综述 |
| 1.1 周围神经损伤修复的研究 |
| 1.1.1 周围神经系统组成 |
| 1.1.2 周围神经损伤以及修复过程 |
| 1.2 周围神经损伤后微环境与相关细胞的相互作用 |
| 1.2.1 雪旺氏细胞 |
| 1.2.2 纤连蛋白 |
| 1.2.3 神经钙黏蛋白 |
| 1.3 组织工程神经导管概述 |
| 1.3.1 蚕丝材料 |
| 1.3.2 内部支架结构 |
| 1.3.3 缓释载体构建 |
| 1.4 研究意义及内容 |
| 1.4.1 研究意义 |
| 1.4.2 研究内容 |
| 1.4.3 本研究的创新点 |
| 第2章 丝素纤维缓释载体的制备和体外表征 |
| 2.1 材料 |
| 2.1.1 实验动物 |
| 2.1.2 实验试剂 |
| 2.1.3 实验仪器及用品 |
| 2.2 方法 |
| 2.2.1 蚕丝结构观察 |
| 2.2.2 纤连蛋白、神经钙黏蛋白样品活性检测 |
| 2.2.3 丝素纤维缓释载体的制备及形貌观察 |
| 2.2.4 丝素纤维缓释载体蛋白负载情况观察 |
| 2.2.5 丝素纤维缓释载体缓释情况检测 |
| 2.2.6 丝素纤维缓释载体生物相容检测 |
| 2.2.7 统计学分析 |
| 2.3 结果 |
| 2.3.1 蚕丝结构观察 |
| 2.3.2 纤连蛋白、神经钙黏蛋白活性检测 |
| 2.3.3 丝素纤维缓释载体的形貌观察 |
| 2.3.4 丝素纤维缓释载体蛋白负载情况观察 |
| 2.3.5 丝素纤维缓释载体缓释情况检测 |
| 2.3.6 雪旺氏细胞的鉴定 |
| 2.3.7 丝素纤维缓释载体生物相容性检测 |
| 2.3.8 丝素纤维缓释载体上细胞生长情况观察 |
| 2.4 讨论 |
| 第3章 丝素纤维缓释载体神经导管的制备及应用 |
| 3.1 材料 |
| 3.1.1 实验动物 |
| 3.1.2 主要试剂及用品 |
| 3.2 方法 |
| 3.2.1 丝素纤维缓释载体神经导管的制备 |
| 3.2.2 动物手术情况 |
| 3.3 结果 |
| 3.3.1 丝素纤维缓释载体神经导管形貌观察 |
| 3.3.2 动物手术情况 |
| 3.4 讨论 |
| 第4章 丝素纤维缓释载体神经导管修复效果评价 |
| 4.1 材料 |
| 4.1.1 实验动物 |
| 4.1.2 实验试剂 |
| 4.1.3 实验仪器 |
| 4.2 方法 |
| 4.2.1 术后移植物形貌观察 |
| 4.2.2 术后感觉功能检测 |
| 4.2.3 术后运动功能检测 |
| 4.2.4 腓肠肌湿重率测定与Masson染色 |
| 4.2.5 组织学染色 |
| 4.2.6 免疫荧光染色 |
| 4.2.7 统计学分析 |
| 4.3 结果 |
| 4.3.1 术后移植物形貌观察 |
| 4.3.2 术后感觉功能检测 |
| 4.3.3 术后运动功能检测 |
| 4.3.4 腓肠肌湿重测定与Masson染色 |
| 4.3.5 组织学染色观察 |
| 4.3.6 免疫荧光染色观察 |
| 4.4 讨论 |
| 第5章 丝素纤维缓释载体神经导管修复机制的初步探究 |
| 5.1 材料 |
| 5.1.1 实验动物 |
| 5.1.2 实验试剂及仪器 |
| 5.2 方法 |
| 5.2.1 引物设计与筛选 |
| 5.2.2 总RNA提取 |
| 5.2.3 cDNA模板合成 |
| 5.2.4 反转录产物特异性检测 |
| 5.2.5 实时荧光定量PCR |
| 5.2.6 统计学分析 |
| 5.3 结果 |
| 5.3.1 细胞增殖基因相对表达量检测 |
| 5.3.2 细胞迁移基因相对表达量检测 |
| 5.3.3 神经生长因子相对表达量检测 |
| 5.4 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 在校期间科研实践情况 |
（9）应用静电纺丝技术制备PLCL/ECM复合神经导管及其体内外评价（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 英文缩略语 |
| 1 前言 |
| 2 材料和方法 |
| 2.1 实验仪器 |
| 2.2 实验试剂 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 静电纺丝纳米纤维支架 |
| 2.3.2 脱细胞基质(ECM) |
| 2.3.3 导管结构形态分析(扫描电镜) |
| 2.3.4 力学拉伸 |
| 2.3.5 考马斯亮蓝染色 |
| 2.3.6 细胞实验 |
| 2.3.7 动物与外科手术 |
| 2.3.8 行为学实验(SFI) |
| 2.3.9 电生理实验 |
| 2.3.10 大鼠小腿中端周长 |
| 2.3.11 髓鞘的甲苯胺蓝染色 |
| 2.4 统计分析 |
| 3 实验结果 |
| 3.1 神经导管生物学性能及理化性能 |
| 3.1.1 神经导管的大体观察 |
| 3.1.2 扫描电镜观察 |
| 3.1.3 力学性能检测结果 |
| 3.1.4 考马斯亮蓝染色实验结果 |
| 3.1.5 扫描电镜观察细胞黏附实验结果 |
| 3.1.6 两种材料对L929细胞活性的影响 |
| 3.2 体内神经的再生研究 |
| 3.2.1 坐骨神经功能指数实验结果 |
| 3.2.2 神经电生理实验结果 |
| 3.2.3 肌肉恢复率实验结果 |
| 3.2.4 甲苯胺蓝染色结果 |
| 4 讨论 |
| 5 结论 |
| 本研究创新性的自我评价 |
| 参考文献 |
| 综述 利用静电纺丝技术制备神经导管的研究进展 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 个人简介 |
（10）腔内基质填充导管的制备及其修复周围神经缺损的研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 周围神经结构与功能、损伤与再生 |
| 1.2.1 周围神经结构与功能 |
| 1.2.2 周围神经损伤与再生 |
| 1.3 周围神经损伤修复研究进展 |
| 1.3.1 周围神经损伤修复材料 |
| 1.3.2 周围神经支架设计原则 |
| 1.3.3 周围神经组织工程支架研究 |
| 1.4 周围神经支架制备方法 |
| 1.4.1 冷冻干燥技术 |
| 1.4.2 静电纺丝技术 |
| 1.5 国内外研究现状小结 |
| 1.6 本课题研究的目的和意义 |
| 1.7 本课题主要研究内容 |
| 第2章 静电纺PLGA纳米纤维膜的制备与性能研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 实验原料与试剂 |
| 2.2.2 实验仪器 |
| 2.2.3 PLGA电纺膜的制备 |
| 2.2.4 测试与表征 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 影响纳米纤维形态的因素 |
| 2.3.2 PLGA纤维膜孔隙率分析 |
| 2.3.3 PLGA纤维膜的力学性能分析 |
| 2.3.4 PLGA纤维膜的体外降解性能分析 |
| 2.3.5 PLGA纤维膜的溶胀性能及亲疏水性分析 |
| 2.4 本章小结 |
| 第3章 可降解细菌纤维素的制备与性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 实验原料与试剂 |
| 3.2.2 实验仪器 |
| 3.2.3 氧化细菌纤维素的制备 |
| 3.2.4 氧化程度的测定 |
| 3.2.5 红外光谱分析(FT-IR) |
| 3.2.6 广角X射线衍射分析(WAXD) |
| 3.2.7 形貌及表面性能分析 |
| 3.2.8 力学性能测试 |
| 3.2.9 体外降解性测试 |
| 3.2.10 细胞培养与毒性检测 |
| 3.2.11 血液相容性评价 |
| 3.2.12 统计学分析 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 BC的氧化程度分析 |
| 3.3.2 红外光谱分析 |
| 3.3.3 WAXD结果分析 |
| 3.3.4 形貌结构分析 |
| 3.3.5 孔隙率及孔径分布分析 |
| 3.3.6 力学性能分析 |
| 3.3.7 体外降解性能分析 |
| 3.3.8 细胞毒性分析 |
| 3.3.9 溶血率(HR)分析 |
| 3.4 本章小结 |
| 第4章 氧化细菌纤维素-胶原复合支架的制备与性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 实验原料与试剂 |
| 4.2.2 实验仪器 |
| 4.2.3 氧化细菌纤维素-胶原复合支架的制备 |
| 4.2.4 交联度测定 |
| 4.2.5 红外光谱分析(FT-IR) |
| 4.2.6 广角X射线衍射分析(WAXD) |
| 4.2.7 形貌及表面性能分析 |
| 4.2.8 热稳定性能分析(TGA) |
| 4.2.9 溶解性能测试 |
| 4.2.10 细胞培养与毒性检测 |
| 4.2.11 统计学分析 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 复合支架交联度分析 |
| 4.3.2 红外光谱(FT-TR分析) |
| 4.3.3 WXAD结果分析 |
| 4.3.4 表面形貌分析 |
| 4.3.5 热稳定性分析 |
| 4.3.6 溶解度分析 |
| 4.3.7 复合支架对RSC96 细胞增殖的影响 |
| 4.4 本章小结 |
| 第5章 腔内基质填充导管用于神经缺损修复 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验部分 |
| 5.2.1 实验原料与试剂 |
| 5.2.2 实验仪器 |
| 5.2.3 腔内基质填充型导管(ISF-NGC)的制备 |
| 5.2.4 ISF-NGC理化性能表征 |
| 5.2.5 动物实验 |
| 5.2.6 术后大致观察 |
| 5.2.7 组织学观察与分析 |
| 5.2.8 透射电镜观察与分析 |
| 5.2.9 免疫组织化学分析 |
| 5.2.10 神经再生相关因子的RT-PCR检测 |
| 5.2.11 大鼠运动功能测试 |
| 5.2.12 腓肠肌恢复情况 |
| 5.2.13 统计学分析 |
| 5.3 结果与讨论 |
| 5.3.1 ISF-NGC的设计与表征 |
| 5.3.2 动物实验手术前后大体观察 |
| 5.3.3 再生神经组织学评价和形态分析 |
| 5.3.4 再生神经免疫组织化学分析 |
| 5.3.5 RT-PCR分析 |
| 5.3.6 再生神经功能恢复评价 |
| 5.3.7 腓肠肌恢复评价 |
| 5.3.8 ISF-NGC促神经再生分析 |
| 5.4 本章小结 |
| 第6章 结论与展望 |
| 6.1 全文结论 |
| 6.2 本论文主要创新点 |
| 6.3 不足与展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间发表论文及申请专利 |
四、神经导管的研究进展（论文参考文献）
- [1]构建微图案化导电膜及其促进神经修复的研究[D]. 毛宝亮. 江南大学, 2021(01)
- [2]导电丝素蛋白支架的构筑及神经轴突分化电调控的研究[D]. 庄奥. 东华大学, 2021(01)
- [3]聚己内酯多通道神经导管的制备及性能研究[D]. 王菊粉. 东华大学, 2021(09)
- [4]蚕丝/镁丝复合编织多孔结构神经导管的制备及其性能研究[D]. 张淑军. 苏州大学, 2020(02)
- [5]柔性植入式燃料电池电极的制备及其用于自发电神经导管的研究[D]. 孙乙. 北京科技大学, 2020
- [6]人工神经导管的压制卷曲成型工艺研究[D]. 赵小永. 新疆大学, 2020(07)
- [7]脂多糖/蚕丝纤维/PLA复合人工神经在大鼠坐骨神经缺损修复中的作用[D]. 辛旺. 西南大学, 2020(01)
- [8]新型丝素纤维缓释载体神经导管修复大鼠坐骨神经缺损的研究[D]. 谭建蓉. 西南大学, 2020(01)
- [9]应用静电纺丝技术制备PLCL/ECM复合神经导管及其体内外评价[D]. 马艺展. 中国医科大学, 2020(02)
- [10]腔内基质填充导管的制备及其修复周围神经缺损的研究[D]. 侯袁婧. 武汉理工大学, 2019
标签：科普论文;