一、活性人工皮肤的骨架——一种新型胶原复合膜的制备及性能研究（论文文献综述）
冯照喧[1]（2021）在《生物基可降解聚氨酯的合成、功能化改性及医学应用研究》文中研究指明可降解聚氨酯材料具有分子可设计性强和对环境友好的特点,可以实现对材料性能、降解方式和降解速率的调控,是目前开发生物医学应用新材料的研究热点之一。但是现有合成可降解聚氨酯材料的细胞粘附性能普遍不佳,缺乏生物活性和功能,对其降解性能、降解机理及降解产物的生物相容性等研究有待进一步完善。因此,新的可降解聚氨酯材料的分子设计、合成及功能化改性对于促进其在生物医学领域的应用具有重要意义。本文采用可降解聚酯二元醇、氨基酸、生物基聚醚多元醇和聚乙二醇等原料设计合成了两种不同形态的可降解聚氨酯,并对其成型性能、力学性能、降解性能和生物相容性进行系统研究。在此基础上,将微生物来源多糖、动物来源多糖、植物蛋白和动物蛋白等生物基材料引入合成的可降解聚氨酯中来改善其生物相容性、机械性能和降解性能,并将其应用于3D生物打印、药物缓释和软骨组织再生等生物医学领域,为可降解聚氨酯材料在生物医疗领域的临床应用奠定基础。合成了一系列氨基酸改性的阴离子水性聚氨酯WBPU,研究亲水性扩链剂含量对WBPU结构与性能的影响。与PLA降解性能的对比研究证实,WBPU降解产物无细胞毒性,且不会引起局部酸性产物的积累。将WBPU与熔融生物3D打印技术结合,在50～60℃下成功打印了具有复杂结构的组织工程支架。研究了针头尺寸、挤出速度和微丝间距等工艺参数对WBPU打印成型性能的影响,并对WBPU支架的细胞相容性、血液相容性与组织相容性进行评价。结果显示兔软骨细胞和大鼠成纤维细胞可以在WBPU支架上粘附和增殖,且WBPU支架不会引起溶血作用和明显的急性免疫排斥反应,具有良好的生物相容性。采用BCN、CS、SF和SP对水性聚氨酯进行功能化改性制备复合纳米水凝胶。对不同生物质改性PU材料的力学性能、降解性能、吸水性、亲水性和细胞相容性进行对比研究。结果显示PU/BCN和PU/CS纳米复合材料综合性能相对于单纯PU得到明显提升,而PU/BCN更适合采用低温沉积3D生物打印的方法制备组织工程支架;进一步将打印成型的PU/BCN支架用于巴马香猪弹性软骨缺损修复,结果显示负载细胞的支架植入8个月后,耳软骨处有新生类弹性软骨组织形成,支架材料完全被降解吸收。利用可降解WPU与CS之间的超分子静电相互作用制备了一系列WPU/CS复合膜,研究了复合膜的化学结构、微观形貌、亲水性、热性能、降解性能、血液相容性和细胞相容性。以广谱抗肿瘤药物阿霉素（DOX）为模型药物,设计了一种植入式抗肿瘤药物缓释体系,并考察了该药物缓释体系的DOX负载效率及其在超声控制下的释放行为。体外释放行为和细胞实验证实载药膜的DOX负载效率达到95%以上,其中WPU/CS-KH550-DOX缓释效果最佳,释放速率稳定可控,且抗肿瘤效率与DOX负载量有明显的量效关系。以蓖麻油聚氧乙烯醚（EL20）、IPDI、PEG、大豆分离蛋白（SPI）等为原料合成一系列可注射聚氨酯/大豆蛋白复合多孔支架（PUSF）,并研究催化剂比例、发泡剂比例和泡沫稳定剂含量对支架结构与性能的影响。在PUSF支架上培养兔软骨细胞,观察细胞在材料表面的形态并验证软骨细胞在PUSF支架中经培养后软骨特征蛋白的表达;在此基础上,采用优化的PUSF支架负载基质细胞衍生因子（SDF-1）,验证SDF-1对BMSCs的募集作用。体外诱导BMSCs迁移能力的测试结果证实PUSF@SDF-1活性支架可以有效诱导BMSCs迁移并且诱导能力与SDF-1的负载浓度正相关。PUSF@SDF-1支架经大鼠皮下植入炎症反应较轻,作为无细胞组织工程支架植入体内是安全的。
王岩森[2]（2021）在《功能化多孔复合材料的结构性能调控及在创伤救治中的应用研究》文中指出战场、事故或灾害中伤员大出血的快速止血与创面的护理修复是创伤救治的两个重要问题。研究新型高效的大出血止血材料和创面修复材料对救治伤员、挽救生命具有重大意义。现有的大出血止血材料存在诸多问题:生物类止血材料单独使用时稳定性差、使用条件要求苛刻;多糖类止血材料缺乏机械强度,仅适用于低、中度出血,对大出血的止血效果不理想;对于爆炸伤、火器伤或躯干贯通伤等深、狭窄或不规则的大出血伤口缺少形状自适、及迅速封堵伤口的能力。此外,现有的创面修复材料功能单一,大都缺乏固有的抗菌性能,对于深层、多渗液或慢性创面的修复效果并不理想。因此,本文针对现有止血材料存在的以上问题,以多孔材料为基体,通过引入物理吸液富集、生物刺激、电荷刺激、机械封堵等多重止血机制,设计和构建了三种大出血止血材料体系,分别是:生物因子锚定增强多孔复合材料（TCP）、双网络多机制多孔复合材料（PACF）、纤维增强形状自适应多孔复合材料（CMCP）,并对这三种多孔止血材料的理化性能、生物相容性、体外凝血性能进行了系统地调控和表征,最后通过动物体大出血模型分别对三种材料的体内止血效力进行评价。此外,针对创面修复材料存在的问题,以细菌纤维素（BC）为基体,设计和构建了抗菌增效柔性超透明多孔复合膜材料（PHMB-PBC）,并对其进行了系统的理化性能、生物相容性及抗菌性能表征,最后通过动物皮肤缺损模型对其促愈合性能进行了评价。基于聚乙烯醇（PVA）多孔材料的三维网络结构和高吸液特性,将生物活性因子凝血酶通过物理吸附和共价结合双重作用均匀地锚定到多孔材料的表面和内部网络上,制备得到的TCP具有良好的生物相容性和优异的体外凝血性能。TCP对大鼠肝脏出血的止血时间仅为31 s;但对大鼠股动脉大出血进行止血时,由于机械强度和结构稳定性不足,不能及时封堵伤口并有效止血。此外,室温存放超过12周后,TCP上的凝血酶活性急剧降低,导致其无法实现对肝脏出血的有效止血。将天然多糖海藻酸钠（SA）与PVA复合,通过戊二醛和Ca2+的双交联作用,制备了具有稳定双网络结构的PACF。双网络结构不但使PACF获得了优异的生物相容性,还使其具有促进血细胞的粘附、促进血栓快速形成和激活凝血系统的能力,能够通过吸液富集、多孔效应、电荷刺激多重止血机制协同作用促进快速止血。PACF具有优异的液体触发自膨胀性能,膨胀倍率超过2000%,同时膨胀过程中可产生3.8 N的动态膨胀力。与军用止血材料HemCon（?）、QuikClot（?）和CELOXTM相比,PACF具有更优异的止血效力,在大鼠肝脏出血模型和猪股动脉切断伤模型中均能实现止血并有效减少出血量。将高取代度的新型羧甲基纤维素（CMC）纤维和PVA复合,通过交联反应和超临界气体发泡技术制备了 CMCP。CMC独特的纤维散布穿插的三维多孔网络结构使其具有优异的承压能力、抗疲劳特性和吸液膨胀性,吸液过程中能够产生最高8 N的动态膨胀力并能承受超过0.083 MPa的液体冲击力。CMCP能够通过促进血细胞粘附和血小板的聚集活化、加速血栓形成、激活凝血系统等多重止血机制协同作用实现体外快速凝血。动物实验研究表明,CMCP可快速有效地实现对动脉大出血伤口的救治,止血时间小于95 s;同时,CMCP接触血液后迅速自膨胀,能够适应性的改变形状,完全贴合伤口组织并充分填充伤口腔隙或伤道,有利于有效压迫伤口出血部位、抑制出血并防止伤口感染。在BC的纳米纤维网络中引入聚六亚甲基双胍-聚乙二醇（PHMB-PEG）胶束液滴,通过特殊成型工艺制备了表面平滑且具有多孔结构的PHMB-PBC复合膜。PHMB-PEG的引入大大提升了多孔复合膜的柔韧性,同时使膜具有优异的持续吸水性能、保水性、超高透明度和气体透过率;PHMB-PBC具有杀菌、阻菌、抗粘附等多重抗菌效果,纳米孔结构和分子间相互作用使PHMB-PBC具有缓释抗菌功效和持久的抗菌活性;在大鼠皮肤全层缺损模型中,与两种商业化敷料产品相比,PHMB-PBC表现出更短的创面愈合时间,愈合过程中创面未发现感染且未出现水肿和炎症反应,表现出优异的抑菌抗感染效果。
魏娴媛[3]（2020）在《医用纺织品的应用研究进展》文中研究指明为促进医用纺织品的产业化发展,针对医用纺织品的分类和制备方法进行综述,采用文献与案例分析法从体外治疗类、体内植入类、保健与防护类3个方面,分析了医用纺织品的制备方法及应用与研究现状,并展望了今后的研究方向。认为:医用纺织品是产业用纺织品中最具潜力的细分品种,正朝着复合化、微型化、功能化和可降解方向发展,我国高端医用纺织品的综合技术性能还有待进一步提高,尤其是在体内植入类纺织品方面,与先进国家存在差距,核心技术仍有待突破。
曹政[4]（2020）在《海藻酸钠/磷虾蛋白人工皮肤组织工程支架材料制备》文中研究说明由于火灾、机械伤害、疾病等问题带来的皮肤问题越来越多,为了降低患者的痛楚,越来越多的科研工作者对人工皮肤产生了浓厚的兴趣并投入相关的研究当中。本论文主要研究了以海藻酸钠/磷虾蛋白为基质的组织工程多孔支架材料的创制,对其构建和特性进行了相关的研究,为组织工程人工皮肤支架材料提供了基础数据。通过共混海藻酸钠（聚阴离子电解质）、磷虾蛋白（聚阳离子电解质）以冷冻干燥的方式制备了多孔支架材料,以Ca2+、京尼平分步交联的方式提高了多孔支架材料各方面的性能,并且研究了以同轴3D打印的加工工艺制备可控形态的组织工程支架材料,以及酸碱度对支架材料各方面性能的影响。第一部分:研究海藻酸钠（SA）与磷虾蛋白（AKP）人工皮肤组织工程多孔支架材料制备以及性能评价。通过刮膜、冷冻干燥的方法制备了多孔支架,表征了多孔支架材料的形态结构（SEM）、化学结构（FTIR）、热性能（DSC）、结晶性（XRD）、吸水性、保水性、孔隙率、透气率、力学性能和生物学性能（细胞毒性、细胞共培实验）。结果表明,冻干法制备的SA/AKP人工皮肤组织工程支架材料,拥有较为均一且较为均匀的孔洞,但是随着初始溶液中SA/AKP质量百分比的变化,孔洞并没有出现明显的变化;随着初始溶液中SA/AKP质量百分比的增加,SA/AKP支架材料的液体吸收性逐渐降低,孔隙率和透气率逐渐降低,孔隙率最高达为92.4%,最低达到了61.0%,为支架材料有效吸收创面的脓液,保持水分平衡创造了条件;初始溶液中SA/AKP质量百分比增加,支架材料的断裂应力呈现上升的趋势,在SA/AKP达到5%的时候,SA/AKP支架材料的断裂应力达到21.0Mpa,断裂伸长率达到7.1%。第二部分:为提高SA/AKP多孔材料的的力学性能,研究京尼平交联SA/AKP人工皮肤组织工程多孔支架材料制备以及性能评价。用氯化钙、京尼平为交联剂,通过分步交联-冷冻干燥制备交联SA/AKP多孔支架材料。探究了不同京尼平含量分步交联支架材料的化学结构、表面形貌、力学性能、热稳定性、结晶性、吸水性、保水性、PBS溶解率和细胞毒性等。结果表明:制备的交联SA/AKP多孔支架材料的孔洞黏连面积随着京尼平的含量的增加先增加后减少;断裂强度和断裂伸长率随京尼平含量增加有最大值,在京尼平的质量达到0.036g之时,断裂强度和断裂伸长率达到最大值,分别为32.9Mpa、4.43%;京尼平的引入,降低了多孔支架材料在低温区的热稳定性,但提高了其在高温区的热稳定性能;在京尼平加入后,多孔支架材料结晶性提高;而随着京尼平含量的增加,制备支架的吸水性和保水性呈现出先降低后升高的趋势,在京尼平含量为0.036g时,吸水率和保水率达到最低点,分别为776.53%、597.35%。第三部分:研究了通过同轴3D打印的工艺制备SA/AKP组织工程多孔支架材料,探究了不同酸碱度对SA/AKP多孔支架材料氢键结构的影响,表征了不同酸碱度下制备的SA/AKP多孔支架材料的热性能、结晶性能（XRD）、力学性能等。结果表明:随着p H的上升,SA和SA/AKP体系粘度呈现先降低后增加然后又降低的趋势;p H的上升也引起了支架材料氢键的变化,SA支架材料随着p H增加,分子内氢键呈现先增加后降低后升高的趋势,分子内氢键最高、低含量分别为86.2%、77.1%,分子间氢键相反,晾干的支架材料分子间氢键含量明显较低,最高、低含量分别为79.3%、62.8%;在引入AKP之后,体系分子内氢键明显降低,且随着p H增加分子内氢键含量不断增加,最高达到65%,分子间氢键含量则降低至34.7%;相比之下,晾干的SA/AKP支架分子内氢键含量高一些,分子间氢键的含量更低一些;随着p H值的增加,SA和SA/AKP支架材料的水解吸附峰位置与分子间氢键变化趋势一致,而大分子骨架裂解峰位置与分子内氢键相应;随着p H的增加,结晶度变化规律与分子间氢键相应,在AKP引入之后,结晶度并没有发生明显变化,结晶区面积随着p H的增加而增加,晾干的SA/AKP支架材料结晶峰面积稍有降低,峰位置并没有出现变化;SA支架材料的断裂强度呈现先减小后增加的趋势,在PH为9的时候呈现最大值为2.13c N·dtex-1;晾干的支架材料断裂强度更高一些,最高达到2.24c N·dtex-1;在AKP引入之后,SA/AKP支架材料（冻干）的断裂强度有所增加,随着p H值增加先减小后升高,在p H为7的时候达到最大值为2.31c N·dtex-1;晾干的SA/AKP支架材料断裂强度稍有增加,最大达到2.45c N·dtex-1。
乔堃[5]（2020）在《功能化纳米复合水凝胶的结构调控与力电响应特性及其对细胞行为的影响研究》文中认为随着再生医学和智能生物材料的发展,具有电-力-化学多场响应特性的智能生物凝胶态材料在组织再生修复方面应用的越来越受到重视,尤其对于心脏、神经等具有力-电生理活动的组织,因智能水凝胶具有与生物组织相近的含水量和结构特点,以及与组织适配的力-电响应特性,成为目前其再生修复和功能重建材料的最佳选择。然而,目前力电响应水凝胶的力学强度不足,在体内的长期力学稳定性较差,生物相容性较差,对于水凝胶力电响应的机理及影响因素尚未有定论;而对于水凝胶力电耦合作用对于细胞生长的影响,尤其是体内生物电位、自发收缩和脉动作用下,纳米复合水凝胶在不同尺度上产生的瞬时形变、应力、形变和电荷电场状态对细胞生长、增值及粘附形态的影响尚不明确。本工作基于目前静电场下水凝胶力电响应的机理,先将磺化改性的细菌纤维素纳米晶作为介电功能粒子引入物理交联的水凝胶体系,在赋予水凝胶力电响应特性同时,通过分子间作用力对水凝胶结构进行调控,全面提升水凝胶力学性能、力学稳定性及生物相容性,并研究了内外部影响因素对水凝胶宏观、细观和微观力电响应的影响;然后构建了具有有序化结构的各向异性导电纳米复合力电响应水凝胶,并研究其在生理交变电场中形成的力电耦合作用对细胞生长和功能的影响,探讨和验证水凝胶结构和交变力电耦合场作用对心肌细胞、神经细胞的生长、骨架、形貌的影响作用。得到研究成果如下:1)使用细菌纤维素纳米晶（BCNC）对聚乙烯醇（PVA）水凝胶进行了复合改性,研究了细菌纤维素纳米晶对复合水凝胶微观结构、氢键、力学性能、耐疲劳性能等影响。适量BCNC的加入有效通过分子间氢键和交联点的增加,使水凝胶网络结构均匀有序,拉伸强度提高了 160%、杨氏模量提高了 97%、蠕变性能和耐疲劳性能也得到了显着的提高。2)对细菌纤维素纳米晶进行磺化改性后引入PVA水凝胶网络结构,赋予了水凝胶力电响应特性,研究了不同条件对水凝胶力电响应性能的影响及其机理:水凝胶的力电响应性能与水凝胶内部聚离子浓度、交联度和孔结构,以及外部电场强度、溶液pH和溶液离子强度有关。3)使用梯度力场诱导取向法对SBC-PVA复合水凝胶进行取向处理,再通过原位氧化聚合法在取向水凝胶上包覆聚吡咯导电层,获得取向型SBC-PVA-PPy导电水凝胶。取向型SBC-PVA-PPy导电水凝胶具有各向异性的电导率,沿取向方向的电导率最高可达3.4×10-3S/cm;其的力学性能也表现出各向异性,取向方向的拉伸强度最高比垂直取向方向高2.5倍;同时水凝胶也表现出力电响应的各向异性,垂直取向方向的最大弯曲应变比取向方向的高1.5倍。4)研究了力电响应水凝胶在交变电场下的力电耦合作用对心肌细胞（H9C2）和神经细胞（PC12）生长、细胞骨架及细胞微观形貌的影响。结果表明,交变电场水凝胶的力电耦合作用可以有效地提高两种细胞的粘附和增殖,而取向水凝胶的定向力电耦合作用可以进一步提高细胞的定向生长和增殖,促进细胞沿取向方向铺展和伸长,更加有利于心肌组织和神经组织的生成。综上所述,本文成功构建了功能化改性细菌纤维素纳米晶-聚乙烯醇水凝胶有序化力电响应复合水凝胶体系,提高了水凝胶的综合力学性能,获得了其力电响应性能及规律,并验证了复合水凝胶在交变场力电耦合作用下对心肌细胞和神经细胞的定向生长和增殖促进作用,为力电响应水凝胶在心肌组织修复和神经修复的应用提供了理论和实验依据。
沈陟[6]（2019）在《组合控制实现高载药量纤维素/介孔二氧化硅复合敷料长效释放的研究》文中研究表明伤口敷料内药物的持续释放有助于减少伤口所需换药次数和保护肉芽组织免受进一步感染。纤维素因其良好的生物相容性、机械性能、非免疫原性、柔韧性和生物降解性成为有前途的伤口敷料基材,但在对抗伤口和皮肤感染方面不具有抗菌活性。由于纤维素与药物的结合能力不强,导致纤维素敷料往往存在载药量低、药物释放速度快的缺点。虽然化学修饰能改善纤维素敷料的载药性能,但是可能在复杂的改性过程中引入化学污染。高载药量的生物相容性粒子的加入可能是提高纤维素基敷料载药能力的一种简单而有用的方法。介孔二氧化硅是最常见的药物缓释载体之一。目前,将纤维素与介孔二氧化硅进行复合的抗菌敷料的研究尚未见报道。介孔二氧化硅是酸性氧化物,在纤维素的强碱溶剂环境中,其整体结构会被破坏,丧失作为药物载体的能力。为了克服制备纤维素基介孔二氧化硅复合膜时,强碱溶剂对二氧化硅的腐蚀,本文用三种办法制备了纤维素/介孔二氧化硅复合膜:（1）首先由强碱/尿素溶剂体系和氧化锌致孔剂制备改性再生纤维素膜（MRC）。然后制备小粒径的纳米介孔二氧化硅（MSN）,再通过压差法将MSN压入到疏松多孔的改性再生纤维素膜中,制得复合膜MRC-MSN。（2）首先用新生成的碳酸钙包裹介孔二氧化硅,再直接将介孔二氧化硅在强碱/尿素体系下直接与纤维素共混,最后通过盐酸凝固浴除去碳酸钙并再生纤维素,制得了一种纤维基介孔二氧化硅复合敷料（CM-Ca-SBA）。（3）将SBA-15分散于磷酸盐缓冲溶液（PBS）中,在强碱条件下直接与纤维素溶液共混,再在酸性凝固浴条件下制得纤维基介孔二氧化硅复合膜（P-CM-SBA）。在此基础上采用浸泡法将壳聚糖结合在复合膜P-CM-SBA上,制备得到壳聚糖/介孔二氧化硅/纤维素复合膜（CS-CM-SBA）。利用BET和BJH测定了粒子的比表面积,孔径和孔容。使用FTIR,XRD,扫描电镜、透射电镜等对复合膜和介孔二氧化硅进行了形貌和结构表征。对所得复合膜的拉伸强度、水蒸气透过率（WVTR）、溶胀性能等进行了测试。采用吸光光度法测定了复合膜的药物吸附和释放特性。针对金黄色葡萄球菌和大肠杆菌,对复合膜进行了抗菌性能评价。在此基础上讨论了碳酸钙保护法和磷酸盐保护法对介孔二氧化硅的保护机理,并对复合膜药物释放数据进行拟合,以探讨复合膜的双重控释机理。最后,结合对比文献,进行了技术经济评估。结果表明:（1）在三种方法制备所得的复合膜中,碳酸钙保护法和PBS保护法制备的复合膜介孔二氧化硅粒子的载入量高达30 wt%,而压差法制备的复合膜纳米介孔二氧化硅载入量较小,最高仅能达到3.9wt%。（2）碳酸钙保护法和PBS保护法制备得到的复合模,其BET、BJH、SEM和TEM的结果显示,膜中的SBA-15粒子与原生SBA-15相比,比表面积,孔径孔容并无统计学差异,形貌与原生粒子一致。可见,这两种方法均能在强碱环境与纤维素共混的过程中有效保护介孔二氧化硅免受强碱腐蚀。（3）碳酸钙保护法和PBS保护法制备所得的复合膜具有高载药量,载有30 wt%介孔二氧化硅的复合膜的载药量分别可高达3.7wt%,3.6wt%,比再生纤维素膜提高8倍以上,而压差法制备的复合膜载药量仅为0.93 wt%,仅比纯纤维素膜提高1.3倍。复合膜的高载药量和双重控释作用赋予了复合敷料长效稳定的释药特性。就初始突释而言,CM-Ca-SBA,P-CM-SBA复合膜药物释放率比纯纤维素膜大为减缓,前24 h,释放率从70%下降至30%,MRC-MSN膜则降至50%。CM-Ca-SBA,P-CM-SBA能在释放第24 h至160 h的时间段内以大致稳定的速度释放药物,MRC-MSN则在24至80 h的时间段内以较慢且大致稳定的速度释放药物,而载药纤维素膜在24 h后基本不再释放药物。CM-Ca-SBA和P-CM-SBA的相对抑菌比（抑菌圈直径/膜直径）均可达4.0（金黄色葡萄球菌）以上,MRC-MSN仅1.4,而载药纯纤维素膜仅为1.1。CM-Ca-SBA和P-CM-SBA的强效抑菌能力长达144h。以上结果进一步证明了碳酸钙保护法和PBS保护法的有效性。在PBS保护法制备所得复合膜上结合壳聚糖不影响载药率,且可进一步提高复合敷料的长效抑菌能力。（4）CM-Ca-SBA和P-CM-SBA中介孔二氧化硅的载入量、载药量、长效释药模式和长效抑菌性大致相当,均优于MRC-MSN和载药纯纤维素膜。技术经济分析结果表明,在假定条件下,CM-Ca-SBA和P-CM-SBA复合敷料成本由对比文献的1511元/kg分别降至1110元/kg和1095元/kg。尽管CM-Ca-SBA和P-CM-SBA的成本大致相当,但由碳酸钙保护而制膜所需要的工艺流程长,设备投资大,且存在为除去复合膜中碳酸钙需长时间浸泡于盐酸导致的机械强度下降的问题。因此磷酸盐保护工艺法是较为优化的纤维素/介孔二氧化硅复合敷料制备工艺。（5）成功地实现了在强碱/尿素体系下介孔二氧化硅与纤维素的直接共混,制备了具有高载药量,能长效稳定释药,抑菌能力强,并具有良好机械性能、溶胀性和透湿性的抗菌敷料,且工艺简单,具有良好的医用潜能。
林琳,陈景民,王会,李久盛,陈晋阳,曾祥琼[7]（2019）在《皮肤敷料的研究进展》文中研究表明皮肤是人体最大的器官,对人体起着重要的屏障作用。当人体皮肤受到损伤时,常需要用到皮肤辅料进行修复。开发用以替代人体正常皮肤的皮肤敷料,对人类皮肤损伤的修护、医药化妆品研发等具有重要意义。皮肤敷料的发展日新月异,各种类型的皮肤敷料不断涌现。本文从类型、结构、性能等方面阐述了皮肤敷料的研究概况;介绍了传统型、生物型、合成型及复合型皮肤敷料,对以上四种类型皮肤敷料中的成分和特性进行了深入的探讨和对比;最后简述了目前商品化的人工皮肤的种类,并对未来皮肤敷料的发展进行了展望。
聂燕娇[8]（2018）在《细菌纤维素基功能敷料的制备及性能研究》文中研究说明烧伤、烫伤及慢性创伤造成的皮肤严重受损难以修复,并易引起感染等并发症,是当前矫形外科和皮肤科难以治愈的疾患之一。开发具有抗感染、促愈合等多种功能的皮肤敷料,对促进患者康复、减轻患者病痛及减少医疗卫生费用的支出具有积极的经济和社会价值。细菌纤维素（Bacterial Cellulose,BC）纳米纤维支架由于具有与皮肤组织细胞外基质类似的三维纤维网络结构,并具有良好的吸水性和透湿性、一定的止血功能和防粘连性能。然而,BC纳米纤维敷料并不具备杀菌功能,对已入侵的致病菌及已感染的创面毫无作用;另一方面,对于大面积的创面修复,单纯的BC纳米纤维敷料也难以达到理想的促愈合效果。为此,本研究拟利用多种复合方法,将抗菌剂壳聚糖季铵盐（Hydroxypropyltrimethyl ammonium chloride chitosan,HACC）及具有良好生物学性能的Ⅰ型胶原Ⅰ型胶原（Collagen,COL-Ⅰ）添加到BC支架网络结构中。通过扫描电镜（SEM）、能谱分析（EDS）、红外光谱（FTIR）、X射线衍射等分别观察复合材料的显微结构、成分组成及晶体结构;考察BC基复合膜的机械性能、水管理系统性能即热稳定性;通过细菌实验及细胞实验,考察复合膜的抗菌性能及细胞生物学性能。取得的主要研究成果如下:（1）利用生物复合法制备了三种不同HACC含量的HACC/BC复合膜:HBC-1（13.6%）,HBC-2（37.3%）,HBC-3（62%）。SEM、EDS、FTIR分析表明,HACC成功复合到BC纤维网络结构中;HACC/BC复合材料中壳聚糖季铵盐分布均匀;与纯BC相比,HACC/BC复合材料表现出更加优异的水管理系统性能;HBC-1、HBC-2、HBC-3复合材料的孔隙率分别为:83.2%、77.06%、74.28%;复合材料的力学性能表现良好;热稳定性能分析表明复合材料的热稳定性由于HACC的加入由一级热解变为二级热解。抗菌研究结果表明,HACC/BC复合材料对金黄色葡萄球菌的抗菌效果良好,且随着HACC含量的增加,抗菌效果越明显,但HBC-3和HBC-2的抗菌效果并没有表现出很明显的差别。细胞实验结果表明,HBC-1和HBC-2并不会影响细胞增殖,而HBC-3对细胞增殖行为有负面影响。（2）利用原位膜液界面复合法,将HACC和COL-Ⅰ同时复合到BC三维网络结构中。SEM、FTIR分析表明:原位膜液界面培养法制备得到的HACC/COL-Ⅰ/BC复合膜仍然呈现三维纳米网络结构,HACC和COL-Ⅰ均匀地吸附在BC纤维上;HACC/COL-Ⅰ/BC复合膜的吸水性能、溶胀性能、保水性能均强于纯BC,水蒸气透过率为3084.52g·m-2·24-1,孔隙率达80.96%,应力为15.85 MPa,应变为27.63%,杨氏模量为200.84 MPa;热稳定性能良好;HACC/COL-Ⅰ/BC复合膜的抑菌圈宽度为0.92 mm,表现出良好的抗菌效果;细胞生物学性能方面,与BC、HACC/BC相比,HACC/COL-Ⅰ/BC复合膜能更好地促进NIH3T3的增殖。细菌细胞实验结果表明,HACC/COL-Ⅰ/BC复合膜具有良好的抗菌性能和细胞生物学性能。
付冉冉[9]（2018）在《纤维素基复合材料的制备与抗菌性能研究》文中研究说明纤维素作为自然界中储量最多的天然高分子,具有无毒无污染、良好的生物相容性和生物可降解性等优点,纤维素抗菌材料广泛应用于食品包装、水处理和医卫材料等。其中的细菌纤维素由纳米纤维形成的独特的三维网状结构,在纤维素基抗菌材料的制备中具有天然优势,近年来受到越来越多的研究,尤其是应用于医用敷料时,细菌纤维素天然的贴服性、高吸水性使得其能吞噬伤口渗出液且可自然地与伤口表面隔离开来。在以往纤维素抗菌材料研究中往往存在抗菌剂成本高,生物相容性差,不适合批量生产等弊端。为进一步推动抗菌纤维素材料的工业化进程,扩大其在医用领域的应用,本文以纤维素为基体,制备系列纤维素基复合材料,具体工作如下:（1）纳米ZnO/纤维素抗菌复合纤维的制备、表征与抗菌性能研究。首先以离子液体1-烯丙基-3-甲基咪唑氯盐（AMIMC1）为纤维素溶剂,新型方法制备的纳米层状ZnO为抗菌剂,采用溶液共混法制备纳米层状氧化锌/木浆纤维素（ZnO/Ce）复合纤维,对纳米层状ZnO的结构、晶型、抗菌性能进行分析,对复合溶液的流变性及复合纤维的形貌、晶型、热稳定性、力学性能和抗菌性能进行研究。结果显示,表面活性剂模板法可制得重复周期为3.71 nm的长程有序纳米层状ZnO,对金黄色葡萄球菌表现出优良的抗菌性;该纳米粒子的加入使纤维素溶液黏度增大;纳米粒子在离子液体体系中可稳定悬浮;复合纤维对金黄色葡萄球菌的抑菌性优于大肠杆菌。然后以细菌纤维素（BC）为基体,纳米ZnO为抗菌剂,通过锌（Ⅱ）-胺复合物的受控水解制得纳米ZnO/BC复合纤维膜,考察反应液浓度、胺种类等实验条件对氧化锌晶体数量、尺寸和形貌的影响,同时对该复合纤维膜的形貌、结构、机械性能和抗菌性能进行分析。结果显示,原料选三乙醇胺,反应液浓度25 mmol/L为最佳反应条件;该复合纤维膜对金黄色葡萄球菌和大肠杆菌均有较好的抗菌活性,尤其纳米ZnO负载量为9.36 wt%时,对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌的抑菌率可达96.52%和98.57%。（2）壳聚糖/纤维素复合膜的制备、表征与抗菌性能研究。首先以复合离子液体体系甘氨酸盐酸盐/1-烯丙基-3-甲基咪唑氯盐作为壳聚糖和木浆纤维素的共同溶剂,通过溶液浇铸法制备壳聚糖/木浆纤维素（Cs/Ce）复合膜,对膜的结构、形貌和抗菌性能进行表征。结果显示,壳聚糖和纤维素在该复合离子液体体系中相容性良好;复合膜对大肠杆菌具有优良的抗菌性。同时以氧化细菌纤维素（OBC）为基体,壳聚糖为抗菌剂,采用溶液浸渍交联法制备壳聚糖/氧化细菌纤维素（CS/OBC）复合膜。研究反应条件对氧化结果的影响、复合膜的形貌、结构、机械性能和抗菌性能等。结果显示,采用碳酸盐缓冲溶液代替一般滴加NaOH法,氧化剂浓度为10 mmol/g可有效制备具有较高羧基含量的OBC;OBC中的羧基与壳聚糖的氨基在交联剂作用下发生了键合反应;复合膜的结晶度和热稳定性增加;当壳聚糖含量达到6.6%以上时,该复合膜对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌的抑菌率均达到90%以上。（3）细菌纤维素基复合材料的制备、表征与生物相容性研究。通过对比抗菌剂含量相同时,木浆纤维素基抗菌材料和细菌纤维素基抗菌材料的抗菌结果发现,选用细菌纤维素为基体时,复合物的抗菌性能更加优越。为进一步研究纤维素抗菌材料的生物相容性,以细菌纤维素为基体,以海狸鼠尾胶原和新型回流-水热法合成的表面带有纳米凹槽的纳米羟基磷灰石为复合剂,制得了胶原/氧化细菌纤维素（CO/OBC）和纳米羟基磷灰石/细菌纤维素（HA/BC）复合材料,并对其结构、形貌等进行表征,分别以鼠成纤细胞L929和成骨细胞MC3T3-E1研究了两种复合材料的生物相容性。结果显示,在材料表面培养L929细胞,CO/OBC复合海绵比纯BC更有利于细胞的增殖。经CCK-8比色法检测,HA/BC复合支架没有潜在的细胞毒性,对成骨细胞MC3T3-E1具有良好的生物相容性。
涂凰[10]（2017）在《基于羊毛角蛋白/丝素蛋白复合膜的制备及其性能表征》文中进行了进一步梳理作为天然的蛋白纤维,羊毛和蚕丝各自具有独特的力学性质和良好的生物相容性,同时在骨材料科学中已有初步探索和研究。羊毛大分子中的二硫键维持着三维网络结构的稳定,是决定其理化性质的关键因素;拉伸过程中α螺旋结构向β折叠构象的转变赋予羊毛纤维具备应变强化的能力。丝素蛋白纤维中的甘氨酸、丙氨酸和丝氨酸构成其重链中高度重复序列单元,呈现反平行β折叠构象,并在氢键作用下规整排列为β结晶结构。故本文以羊毛角蛋白和丝素蛋白这两种天然生物材料作为研究对象,通过对两者的复合溶液以及成膜以后微观结构的研究,从而达到调控材料力学和降解性等宏观性能的目的,明确成膜结构与性质的关系并建立对应的成膜方法与条件,为生物领域膜材料的选用增加可能性。本论文首先采用溶液浇铸法制备具有致密结构的羊毛角蛋白薄膜,且以生物相容的羟基磷灰石HA颗粒对其宏观性能进行增强。随着HA含量的增加,复合膜的厚度均匀性、结晶度、耐水、耐热的性能和机械性能均有所改善;HA的引入不会改变角蛋白的构象,且HA含量为5wt%时,复合膜的力学性能最优。然而,HA作为一种高结晶度、高强度模量、极小断裂应变的晶体,与角蛋白基体的模量相差很大,这种本质差距表现在HA含量过高的条件下,复合膜受力后在基体与HA分离的界面产生较大的剪切应力,更快地出现裂纹;同时,HA颗粒的团聚使增强体HA和角蛋白基体之间缺乏良好的界面作用,基体承受的载荷无法均匀地传递给增强体,反而弱化了HA的作用。此外,HA增强的复合膜还易呈现屈服前呈刚性、屈服后全塑性的无弹力特征,在临床操作中的应用受限,为改变这种缺陷,本论文试图探索以同质体即氨基酸组成相似的、强度较高的蛋白质进行增强。为做出更多更优的选择,本文还制备了一系列结构致密的羊毛角蛋白/丝素蛋白薄膜,并与羟基磷灰石颗粒增强的羊毛角蛋白膜进行对比,证实复合蛋白膜的成形性和柔韧性均远远高于无机颗粒与蛋白的结合体,它们之间不存在界面缺陷,而且两种蛋白结构之间的协同作用进一步改善并调控着材料的宏观性能,以得到适用于临床应用的生物膜材料。同时,本论文从二级结构、结晶结构和分子网络结构的状态对各复合膜进行对比与分析,讨论了结构之间的差异与最终宏观表现间的相互关系;证实了β结晶度的提高可促成复合膜的高强高模,而α螺旋结构的存在能使复合膜还具有类羊毛拉伸弹性的弹性回复性,这为实现复合膜结构与性能的可控与可调奠定了理论和实用基础。由于溶解羊毛的复杂性,本论文利用不同量的还原剂而得到理化性质略有差异的羊毛角蛋白溶液。实验证明采用过量还原剂提取的羊毛角蛋白与丝素蛋白混合,可促进丝素蛋白溶液-凝胶的转变过程,即在极短的时间内获得复合水凝胶,此时复合体系中存在大量β微晶和分子网络结构,是稳定凝胶网络结构成形的本质。其原理是:还原剂过量所得的角蛋白不仅分子量小且携带更多的巯基,从而加速丝素蛋白的大分子链在氢键及疏水作用下相互结合,促进氨基酸序列中的重复单元形成β折叠结构,并在氢键作用下堆叠成规整的β微晶;同时由非晶大分子链连接而形成网络。其中,每一个β微晶的形成可被视为网络中的成核位点。由此,复合体中的角蛋白越多,可形成空间网络的位点则越多。此外,通过调节角蛋白K2与SF间的比例可改变体系中网络结构的成核位点密度,从而对所得水凝胶及其冻干后的产物的性能进行调控。本论文对结构稳定且可调控的角蛋白/丝素蛋白水凝胶通过低温冷冻、真空干燥的方式制备多孔薄膜,这种多孔结构（50-200μm）便于细胞的吸附并促进组织的生长。孔径与微孔的分布特征以及聚集态结构均随两种蛋白的比例调整而改变,从而还可对多孔膜的强力和降解等宏观性能进行调控。此外,考虑到GTR生物膜临床操作中的结构需要,本论文还根据致密膜与多孔膜的最优选择制备了兼具致密与多孔结构的复合双层膜,从形貌、结构和力学性能等方面进行综合表征,为角蛋白/丝素蛋白复合膜能作为新型生物膜材料的应用提供理论依据。
二、活性人工皮肤的骨架——一种新型胶原复合膜的制备及性能研究（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、活性人工皮肤的骨架——一种新型胶原复合膜的制备及性能研究（论文提纲范文）
（1）生物基可降解聚氨酯的合成、功能化改性及医学应用研究（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 摘要 |
| Abstract |
| 缩写清单 |
| 1 引言 |
| 2 文献综述 |
| 2.1 聚氨酯概述 |
| 2.1.1 聚氨酯材料的合成 |
| 2.1.2 聚氨酯结构与性能之间的关系 |
| 2.1.3 聚氨酯结构—性能关系的影响因素 |
| 2.2 生物医用聚氨酯材料 |
| 2.2.1 生物医用聚氨酯材料的制备 |
| 2.2.2 生物医用聚氨酯材料的性能研究 |
| 2.2.3 生物医用聚氨酯材料的分类 |
| 2.3 生物医用聚氨酯材料的改性研究进展 |
| 2.3.1 生物医用聚氨酯材料的本体改性 |
| 2.3.2 生物医用聚氨酯材料的表面修饰 |
| 2.3.3 超分子化学方法改性聚氨酯材料 |
| 2.3.4 生物方法改性聚氨酯材料 |
| 2.4 可降解聚氨酯材料在生物医学领域的应用 |
| 2.4.1 可降解聚氨酯材料在体表的应用 |
| 2.4.2 可降解聚氨酯材料在药物缓释中的应用 |
| 2.4.3 可降解聚氨酯材料在血管修补中的应用 |
| 2.4.4 可降解聚氨酯材料在组织工程领域中的应用 |
| 2.5 可降解生物医用聚氨酯材料的研究现状及发展趋势 |
| 2.6 课题研究意义与研究内容 |
| 2.6.1 课题研究意义 |
| 2.6.2 课题研究内容 |
| 3 可降解WBPU的制备及其熔融沉积3D打印 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验材料及设备 |
| 3.2.1 实验材料 |
| 3.2.2 实验设备 |
| 3.3 材料制备及测试方法 |
| 3.3.1 氨基酸改性可降解WBPU的制备 |
| 3.3.2 WBPU乳液的粒径与Zeta电位测试 |
| 3.3.3 WBPU的化学结构表征 |
| 3.3.4 WBPU的微观形貌表征 |
| 3.3.5 WBPU的理化性能测试 |
| 3.3.6 WBPU的降解性能测试 |
| 3.3.7 WBPU的熔融沉积3D打印 |
| 3.3.8 3D打印WBPU支架的体外生物相容性评价 |
| 3.3.9 WBPU的体内组织相容性评价 |
| 3.4 结果与讨论 |
| 3.4.1 WBPU乳液的尺寸与稳定性研究 |
| 3.4.2 WBPU的化学结构与微观形貌分析 |
| 3.4.3 DMPA含量对WBPU吸水性与亲水性的影响 |
| 3.4.4 DMPA含量对WBPU热性能的影响 |
| 3.4.5 DMPA含量对WBPU力学性能的影响 |
| 3.4.6 WBPU的熔融沉积3D打印技术研究 |
| 3.4.7 3D打印WBPU网格状支架的力学性能研究 |
| 3.4.8 3D打印WBPU支架的体外降解性能研究 |
| 3.4.9 3D打印WBPU支架的体外生物相容性研究 |
| 3.4.10 WBPU的体内组织相容性研究 |
| 3.5 本章小结 |
| 4 3D打印生物质改性PU用于弹性软骨缺损修复 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验材料与设备 |
| 4.2.1 实验材料 |
| 4.2.2 实验设备 |
| 4.3 材料制备及测试方法 |
| 4.3.1 不同生物质改性PU纳米水凝胶的制备及3D打印 |
| 4.3.2 不同生物质改性PU纳米水凝胶的粒径测试 |
| 4.3.3 不同生物质改性PU的化学结构表征 |
| 4.3.4 不同生物质改性PU的接触角与吸水率测试 |
| 4.3.5 不同生物质改性PU的机械性能测试 |
| 4.3.6 不同生物质改性PU的降解性能测试 |
| 4.3.7 3D打印生物质改性PU的微观形貌表征 |
| 4.3.8 3D打印生物质改性PU的体外细胞相容性评价 |
| 4.3.9 巴马香猪耳廓软骨细胞的分离与培养 |
| 4.3.10 3D打印PU/BCN组织工程支架修复猪耳软骨缺损 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 不同生物质改性PU纳米水凝胶的粒径分析 |
| 4.4.2 不同生物质改性PU的化学结构分析 |
| 4.4.3 不同生物质改性PU的吸水性与亲水性研究 |
| 4.4.4 不同生物质改性PU的力学性能研究 |
| 4.4.5 不同生物质改性PU的降解性能研究 |
| 4.4.6 不同生物质改性PU的细胞相容性 |
| 4.4.7 生物质改性PU的低温沉积3D打印技术研究 |
| 4.4.8 3D打印PU/BCN支架上软骨细胞培养 |
| 4.4.9 3D打印PU/BCN支架用于猪耳软骨缺损修复 |
| 4.5 本章小结 |
| 5 植入式WPU/CS缓释体系的构建与性能研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验材料及设备 |
| 5.2.1 实验材料 |
| 5.2.2 实验设备 |
| 5.3 材料制备及测试方法 |
| 5.3.1 WBPU/CS复合材料的制备 |
| 5.3.2 WPU/CS复合乳液的尺寸与Zeta电位测试 |
| 5.3.3 WPU/CS复合材料的化学结构表征 |
| 5.3.4 WPU/CS复合材料的微观形貌表征 |
| 5.3.5 WPU/CS复合材料的理化性能测试 |
| 5.3.6 WPU/CS复合材料的降解性能测试 |
| 5.3.7 WPU/CS复合材料的体外生物相容性评价 |
| 5.3.8 WPU/CS载药缓释体系的构建 |
| 5.3.9 WPU/CS载药缓释体系的体外释放性能测试 |
| 5.3.10 WPU/CS缓释体系的体外抗肿瘤效果评价 |
| 5.4 结果与讨论 |
| 5.4.1 WPU/CS复合乳液的尺寸与稳定性分析 |
| 5.4.2 WPU/CS复合材料的化学结构与微观形貌分析 |
| 5.4.3 WPU/CS复合材料的表面性能分析 |
| 5.4.4 WPU/CS复合材料的热性能研究 |
| 5.4.5 WPU/CS复合材料的体外降解性能研究 |
| 5.4.6 WPU/CS复合材料的体外生物相容性研究 |
| 5.4.7 WPU/CS-DOX载药体系的体外释放性能研究 |
| 5.4.8 WPU/CS载药体系的体外抗肿瘤效果研究 |
| 5.5 本章小结 |
| 6 SDF-1@PUSF可注射多孔活性支架的制备与性能研究 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 实验材料与设备 |
| 6.2.1 实验材料 |
| 6.2.2 实验设备 |
| 6.3 实验方法 |
| 6.3.1 PUSF可注射多孔支架的制备 |
| 6.3.2 PUSF可注射多孔支架的化学结构与微观形貌表征 |
| 6.3.3 PUSF可注射多孔支架的理化性能测试 |
| 6.3.4 PUSF活性支架的体外生物相容性评价 |
| 6.3.5 PUSF@SDF-1活性支架体外诱导干细胞迁移能力的表征 |
| 6.3.6 PUSF多孔支架的体内生物相容性评价 |
| 6.4 实验结果与讨论 |
| 6.4.1 催化剂比例对PUSF支架理化性质的影响 |
| 6.4.2 乳化剂对PUSF支架理化性质的影响 |
| 6.4.3 发泡剂比例对PUSF支架理化性质的影响 |
| 6.4.4 PUSF可注射多孔支架的红外光谱分析 |
| 6.4.5 PUSF可注射多孔支架的热性能分析 |
| 6.4.6 不同发泡剂比例的PUSF可注射多孔支架的机械性能 |
| 6.4.7 PUSF活性支架的体外降解性能 |
| 6.4.8 PUSF活性支架的体外生物相容性 |
| 6.4.9 PUSF@SDF-1活性支架体外诱导BMSCs的迁移能力 |
| 6.4.10 PUSF@SDF-1活性支架的体内生物相容性 |
| 6.5 本章小结 |
| 7 结论 |
| 本论文主要创新点 |
| 未来工作展望 |
| 参考文献 |
| 作者简历及在学研究成果 |
| 学位论文数据集 |
（2）功能化多孔复合材料的结构性能调控及在创伤救治中的应用研究（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 摘要 |
| Abstract |
| 缩写和符号清单 |
| 1 引言 |
| 2 文献综述 |
| 2.1 大出血救治及常用的止血材料 |
| 2.1.1 大出血救治背景 |
| 2.1.2 凝血系统 |
| 2.1.3 止血材料的研究进展 |
| 2.1.4 止血机理及止血性能的评价方法 |
| 2.2 皮肤创面修复及创面敷料的研究进展 |
| 2.2.1 创面愈合过程 |
| 2.2.2 皮肤创面愈合理论 |
| 2.2.3 皮肤创面修复材料 |
| 2.3 多孔材料及其在生物医学领域的应用 |
| 2.3.1 多孔材料简介 |
| 2.3.2 多孔材料的分类 |
| 2.3.3 多孔材料在生物医学领域的应用 |
| 2.4 课题的目的和意义及研究内容 |
| 2.4.1 课题来源 |
| 2.4.2 课题目的和意义 |
| 2.4.3 课题研究内容 |
| 3 生物因子锚定强化多孔材料的制备、表征及创伤止血性能的研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验材料及仪器 |
| 3.2.1 实验材料 |
| 3.2.2 实验仪器 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 TCP多孔复合材料的制备 |
| 3.3.2 TCP的理化性能表征 |
| 3.3.3 TCP的生物相容性评价 |
| 3.3.4 TCP的体外凝血性能评价 |
| 3.3.5 TCP中凝血酶固化的稳定性测试 |
| 3.3.6 TCP的动物体内止血性能评价 |
| 3.3.7 TCP中凝血酶的长期稳定性测定 |
| 3.3.8 数据分析 |
| 3.4 实验结果分析 |
| 3.4.1 TCP化学结构表征 |
| 3.4.2 凝血酶在TCP上的分布及TCP微观结构的变化 |
| 3.4.3 TCP理化性能的研究 |
| 3.4.4 TCP生物相容性评价 |
| 3.4.5 TCP对血细胞的粘附 |
| 3.4.6 TCP对血栓动态形成的影响 |
| 3.4.7 TCP对凝血系统内、外源凝血途径的影响 |
| 3.4.8 TCP体外凝血性能评价 |
| 3.4.9 TCP中凝血酶的固化稳定性 |
| 3.4.10 TCP体内止血性能 |
| 3.4.11 TCP的止血机理及应用展望 |
| 3.5 本章小结 |
| 4 双网络多机制多孔复合材料的制备、表征及创伤止血性能的研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验材料及仪器 |
| 4.2.1 实验材料 |
| 4.2.2 实验仪器 |
| 4.3 实验方法 |
| 4.3.1 PACF多孔复合材料的制备 |
| 4.3.2 PACF的理化性能表征 |
| 4.3.3 PACF的生物相容性评价 |
| 4.3.4 PACF的体外凝血性能评价 |
| 4.3.5 PACF的动物体内止血性能评价 |
| 4.3.6 数据分析 |
| 4.4 实验结果分析 |
| 4.4.1 PACF的化学结构表征 |
| 4.4.2 PACF的微观形貌和表面结构性能分析 |
| 4.4.3 PACF力学性能分析 |
| 4.4.4 PACF吸液膨胀性能的研究 |
| 4.4.5 PACF细胞相容性评价 |
| 4.4.6 PACF对特征蛋白的吸附 |
| 4.4.7 PACF与血细胞的相互作用 |
| 4.4.8 PACF促血栓形成能力的研究 |
| 4.4.9 PACF对内、外源凝血途径的影响 |
| 4.4.10 PACF体外凝血时间 |
| 4.4.11 PACF体内止血性能 |
| 4.4.12 PACF止血机理的探讨和应用前景的展望 |
| 4.5 本章小结 |
| 5 纤维增强形状自适应多孔复合材料的制备、表征及创伤止血性能的研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验材料及仪器 |
| 5.2.1 实验材料 |
| 5.2.2 实验仪器 |
| 5.3 实验方法 |
| 5.3.1 CMCP多孔复合材料的制备 |
| 5.3.2 CMCP的理化性能表征 |
| 5.3.3 CMCP的生物相容性评价 |
| 5.3.4 CMCP的体外凝血性能评价 |
| 5.3.5 CMCP的动物体内止血性能评价 |
| 5.3.6 统计分析 |
| 5.4 实验结果分析 |
| 5.4.1 CMC羧甲基取代度的测定 |
| 5.4.2 CMC的化学结构 |
| 5.4.3 CMC的宏观和微观形貌 |
| 5.4.4 不同取代度CMC的理化性能研究 |
| 5.4.5 CMCP微观形貌和表面性能 |
| 5.4.6 CMCP吸水性能 |
| 5.4.7 CMCP力学性能 |
| 5.4.8 CMCP自膨胀性能,动力膨胀力和抗冲力特性 |
| 5.4.9 CMCP细胞相容性和血液相容性 |
| 5.4.10 CMCP体外特征蛋白吸附以及对血细胞的粘附和激活 |
| 5.4.11 CMCP对血小板的刺激和活化 |
| 5.4.12 CMCP对血栓动态形成过程及凝血途径的影响 |
| 5.4.13 CMCP体外全血凝血的研究 |
| 5.4.14 CMCP体内止血性能 |
| 5.4.15 CMCP对伤口腔道及伤口周围组织的形状自适应能力 |
| 5.4.16 CMCP止血机理的探讨和应用前景的展望 |
| 5.5 本章小结 |
| 6 柔性超透明抗菌多孔复合膜的制备、表征及用于创面修复的研究 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 实验材料和仪器 |
| 6.2.1 实验材料 |
| 6.2.2 实验仪器 |
| 6.3 实验方法 |
| 6.3.1 PBC和PHMB-PBC的制备 |
| 6.3.2 PHMB-PBC的理化性能表征 |
| 6.3.3 PHMB-PBC的氧气透过率、透光率和水蒸气透过率测试 |
| 6.3.4 PHMB-PBC的抗菌性能表征 |
| 6.3.5 PHMB的体外释放行为测试 |
| 6.3.6 PHMB与PHMB-PBC细胞相容性评价 |
| 6.3.7 PHMB-PBC的促创面愈合性能评价 |
| 6.3.8 数据分析 |
| 6.4 实验结果与分析 |
| 6.4.1 不同浓度PHMB的细胞毒性及PEG浓度的选择 |
| 6.4.2 PHMB-PBC化学结构 |
| 6.4.3 PHMB-PBC微观形貌与表面性能 |
| 6.4.4 PHMB-PBC力学性能 |
| 6.4.5 PHMB-PBC吸水和保水性能及组织贴附性 |
| 6.4.6 PHMB-PBC氧气透过率、透光率和水蒸气透过率 |
| 6.4.7 PHMB-PBC抗菌性能 |
| 6.4.8 PHMB-PBC体外PHMB释放行为和缓释抗菌作用 |
| 6.4.9 PHMB-PBC对细胞粘附和增殖的影响 |
| 6.4.10 PHMB-PBC促创面愈合的研究 |
| 6.5 本章小结 |
| 7 结论 |
| 本论文主要创新点 |
| 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 |
（3）医用纺织品的应用研究进展（论文提纲范文）
| 1 医用纺织品的分类 |
| 2 医用纺织品的制备方法 |
| 2.1 纺丝工艺 |
| 2.2 织造工艺 |
| 2.3 整理工艺 |
| 3 医用纺织品的应用研究 |
| 3.1 体外治疗类纺织品 |
| 3.1.1 伤口护理敷料 |
| 3.1.2 医用绷带 |
| 3.2 体内植入类纺织品 |
| 3.2.1 人工心脏瓣膜 |
| 3.2.2 人工血管 |
| 3.2.3 人工神经导管 |
| 3.2.4 可降解输尿管支架管 |
| 3.2.5 人工皮肤 |
| 3.2.6 手术缝合线 |
| 3.3 保健与防护类纺织品 |
| 4 结束语 |
（4）海藻酸钠/磷虾蛋白人工皮肤组织工程支架材料制备（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章:绪论 |
| 1.1 磷虾蛋白概况 |
| 1.1.1 磷虾蛋白的结构 |
| 1.1.2 磷虾蛋白的提取 |
| 1.1.3 磷虾蛋白的研究现状 |
| 1.2 海藻酸钠简介 |
| 1.2.1 海藻酸钠的结构与性能 |
| 1.2.2 海藻酸钙凝胶 |
| 1.2.3 海藻酸钠(凝胶)应用 |
| 1.3 人工皮肤组织工程支架材料简介 |
| 1.3.1 皮肤简介 |
| 1.3.2 治疗烧伤等皮肤病的一般办法 |
| 1.3.3 人工皮肤组织工程支架材料简介 |
| 1.3.4 皮肤组织工程支架研究历程 |
| 第二章 SA/AKP多孔支架材料制备及表征 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 原料以及试剂 |
| 2.2.2 试验设备及仪器 |
| 2.2.3 磷虾蛋白的提取 |
| 2.2.4 SA/AKP多孔支架材料的制备 |
| 2.2.5 SA/AKP多孔支架材料的表征及生物活性评价 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 SA/AKP多孔支架材料形貌分析(SEM) |
| 2.3.2 SA/AKP 多孔支架材料的红外光谱(FTIR)分析 |
| 2.3.3 SA/AKP多孔支架材料DSC分析 |
| 2.3.4 SA/AKP 多孔支架材料的结晶性分析 |
| 2.3.5 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料吸水性分析 |
| 2.3.6 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料孔隙率与透气性分析 |
| 2.3.7 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料力学性能分析 |
| 2.3.8 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料的 EDS 分析 |
| 2.3.9 细胞毒性分析 |
| 2.3.10 京尼平交联 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料细胞共培养分析 |
| 第三章 京尼平交联对 SA/AKP 多孔支架材料影响 |
| 3.1 实验部分 |
| 3.1.1 原料以及试剂 |
| 3.1.2 仪器设备 |
| 3.1.3 京尼平交联 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料的制备 |
| 3.1.4 京尼平交联 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料的表征及生物活性评价 |
| 3.2 实验结果与讨论 |
| 3.2.1 京尼平交联对SA/AKP复合溶液流动性的影响 |
| 3.2.2 京尼平交联 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料红外分析(FTIR) |
| 3.2.3 京尼平交联 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料形貌分析(SEM) |
| 3.2.4 京尼平交联 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料 DSC 分析 |
| 3.2.5 京尼平交联 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料 XRD 分析 |
| 3.2.6 京尼平交联 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料 PBS 溶解率分析 |
| 3.2.7 京尼平交联 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料吸水性保水性分析 |
| 3.2.8 京尼平交联 SA/AKP 组织工程人工皮肤支架材料细胞毒性分析 |
| 第四章 PH值对同轴3D打印 SA、SA/AKP 多孔支架材料的制备及性能评价 |
| 4.1 实验部分 |
| 4.1.1 原料以及试剂 |
| 4.1.2 仪器设备 |
| 4.1.3 同轴 3D 打印的 SA 组织工程支架材料制备 |
| 4.1.4 同轴 3D 打印的 SA 组织工程支架材料表征 |
| 4.2 实验结果与讨论 |
| 4.2.1 PH值对同轴3D打印墨水流动性的影响 |
| 4.2.1.1 PH 对 SA 3D 打印墨水流动性影响 |
| 4.2.1.2 PH 对 SA/AKP 3D 打印复合溶液流动性影响 |
| 4.2.2 PH 值对同轴 3D 打印组织工程支架材料(冻干)红外分析(FTIR) |
| 4.2.2.1 PH 值对同轴 3D 打印的 SA 支架材料(冻干)红外分析 |
| 4.2.2.2 PH对SA支架材料(冻干)氢键作用的影响 |
| 4.2.2.3 PH值对同轴3D打印SA组织工程支架材料(晾干)红外分析 |
| 4.2.2.4 PH对SA支架材料(晾干)氢键作用的影响 |
| 4.2.3 PH 值对同轴 3D 打印 SA/AKP 支架材料红外分析(FTIR) |
| 4.2.3.1 PH 对同轴 3D 打印 SA/AKP 支架材料(冻干)红外分析 |
| 4.2.3.2 PH对 SA/AKP支架材料(冻干)氢键作用的影响 |
| 4.2.3.3 PH 对同轴 3D 打印 SA/AKP 组织工程支架材料(晾干)红外分析 |
| 4.2.3.4 PH对 SA/AKP支架材料(晾干)氢键作用的影响 |
| 4.2.4 PH 值对同轴 3D 打印 SA 支架材料形貌分析(SEM) |
| 4.2.4.1 PH值对同轴3D打印SA组织工程支架材料(冻干)形貌分析 |
| 4.2.4.2 PH值对同轴3D打印SA组织工程支架材料(晾干)形貌分析 |
| 4.2.4.3 PH 值对同轴 3D 打印 SA/AKP 支架材料(冻干)表面形貌分析 |
| 4.2.4.4 PH 值对同轴 3D 打印 SA/AKP 支架材料(晾干)表面形貌分析 |
| 4.2.5 PH 值对同轴 3D 打印组织工程支架材料 DSC 影响分析 |
| 4.2.5.1 PH值对同轴3D打印SA组织工程支架材料(冻干)DSC分析 |
| 4.2.5.2 PH值对同轴3D打印SA组织工程支架材料(晾干)DSC分析 |
| 4.2.5.3 PH值对同轴3D打印SA/AKP组织工程支架材料(冻干)DSC分析 |
| 4.2.5.4 PH值对同轴3D打印SA/AKP组织工程支架材料(晾干)DSC分析 |
| 4.2.6 PH值对同轴3D打印组织工程支架材料XRD分析 |
| 4.2.6.1 PH值对同轴3D打印SA组织工程支架材料XRD分析 |
| 4.2.6.2 PH值对同轴3D打印SA组织工程支架材料XRD分析 |
| 4.2.6.3 PH值对同轴3D打印SA/AKP组织工程支架材料XRD分析 |
| 4.2.6.4 PH值对同轴3D打印SA/AKP组织工程支架材料XRD分析 |
| 4.2.7 PH值对同轴3D打印组织工程支架材料力学性能分析 |
| 4.2.7.1 PH 值对同轴 3D 打印 SA 支架材料(冻干)力学性能分析 |
| 4.2.7.2 PH 值对同轴 3D 打印 SA 支架材料(晾干)力学性能分析 |
| 4.2.7.3 PH 值对同轴 3D 打印 SA/AKP 组织工程支架材料(冻干)力学性能分析 |
| 4.2.7.4 PH 值对同轴 3D 打印 SA/AKP 组织工程支架材料(晾干)力学性能分析 |
| 第五章 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 附录 研究生学习期间发表的学术论文 |
（5）功能化纳米复合水凝胶的结构调控与力电响应特性及其对细胞行为的影响研究（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 摘要 |
| Abstract |
| 缩写和符号清单 |
| 1 引言 |
| 2 文献综述 |
| 2.1 纳米复合水凝胶的研究进展 |
| 2.1.1 聚乙烯醇水凝胶 |
| 2.1.2 聚乙烯醇水凝胶的制备 |
| 2.1.3 聚乙烯醇水凝胶的力学性能及其增强 |
| 2.1.4 聚乙烯醇水凝胶在生物医学领域的应用现状 |
| 2.2 纤维素纳米晶及其应用 |
| 2.2.1 纤维素纳米晶 |
| 2.2.2 纤维素纳米晶的应用 |
| 2.2.3 纤维素纳米晶的制备 |
| 2.2.4 纤维素纳米晶的改性 |
| 2.3 力电响应水凝胶 |
| 2.3.1 力电响应水凝胶的响应原理 |
| 2.3.2 力电响应水凝胶研究进展 |
| 2.3.3 影响水凝胶力电响应的因素 |
| 2.3.4 力电响应水凝胶的制备方法 |
| 2.3.5 力电响应水凝胶的应用 |
| 2.4 力电响应水凝胶对细胞行为的调控 |
| 2.4.1 电刺激对细胞生长的影响 |
| 2.4.2 力学刺激对细胞生长的影响 |
| 2.4.3 力电响应水凝胶对细胞生长的影响 |
| 2.5 课题来源及意义 |
| 2.5.1 课题来源 |
| 2.5.2 课题意义及目标 |
| 2.5.3 研究内容与技术路线 |
| 3 纳米复合水凝胶的结构控制及力学性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验材料及方法 |
| 3.2.1 实验试剂 |
| 3.2.2 实验仪器 |
| 3.2.3 材料的制备工艺 |
| 3.2.4 材料性能表征 |
| 3.3 实验结果与分析 |
| 3.3.1 BCNC/PVA复合水凝胶宏观/微观形貌表征 |
| 3.3.2 BCNC对水凝胶化学结构影响研究 |
| 3.3.3 BC纤维纳米晶对水凝胶拉伸性能影响研究 |
| 3.3.4 BCNC对水凝胶压缩力学性能影响研究 |
| 3.3.5 BCNC对水凝胶抗蠕变性能的影响研究 |
| 3.3.6 模拟人体环境下BCNC-PVA复合水凝胶疲劳性能研究 |
| 3.3.7 BCNC对复合水凝胶结构及性能影响原理分析 |
| 3.4 本章小结 |
| 4 磺酸化细菌纤维素-聚乙烯醇水凝胶的制备及其电响应研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验材料及方法 |
| 4.2.1 实验仪器 |
| 4.2.2 材料的制备工艺 |
| 4.2.3 材料性能表征 |
| 4.3 实验结果与分析 |
| 4.3.1 磺酸化BC的取代度 |
| 4.3.2 SBC的结构测试 |
| 4.3.3 SBC的热力学性能 |
| 4.3.4 SBC-PVA功能化电响应水凝胶化学结构分析 |
| 4.3.5 SBC-PVA功能化电响应水凝胶微观形貌分析 |
| 4.3.6 SBC取代度对复合水凝胶力学性能的影响 |
| 4.3.7 SBC-PVA功能化电响应水凝胶溶胀性能 |
| 4.3.8 SBC水凝胶力电响应原理分析 |
| 4.3.9 SBC取代度对水凝胶力电响应的影响 |
| 4.3.10 交联度对水凝胶力电响应性能的影响 |
| 4.3.11 孔结构对水凝胶力电响应的影响 |
| 4.3.12 电场强度对水凝胶力电响应性能的影响 |
| 4.3.13 pH对水凝胶力电响应的影响 |
| 4.3.14 离子强度对水凝胶力电响应的影响 |
| 4.3.15 SBC-PVA功能化电响应水凝胶平面微区电响应性能研究 |
| 4.3.16 SBC-PVA功能化电响应水凝胶的微观电响应性能研究 |
| 4.3.17 SBC-PVA在交变电电场下的电响应研究 |
| 4.4 本章小结 |
| 5 取向型SBC-PVA-PPy电响应水凝胶的制备及其性能研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验材料及方法 |
| 5.2.1 实验试剂 |
| 5.2.2 实验仪器 |
| 5.2.3 材料的制备工艺 |
| 5.2.4 材料性能表征 |
| 5.3 实验结果与分析 |
| 5.3.1 SBC-PVA-PPy取向型水凝胶化学结构研究 |
| 5.3.2 SBC-PVA-PPy取向型水凝胶微观形貌研究 |
| 5.3.3 SBC-PVA-PPy取向型水凝胶各向异性导电性研究 |
| 5.3.4 SBC-PVA-PPy取向型水凝胶各向异性力学性能研究 |
| 5.3.5 交变电场下SBC-PVA-PPy取向型水凝胶力电响应性研究 |
| 5.4 本章小结 |
| 6 交变电场下水凝胶力电耦合作用及其对细胞生长的影响研究 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 实验材料及方法 |
| 6.2.1 实验试剂 |
| 6.2.2 实验仪器 |
| 6.2.3 细胞选择及材料分组 |
| 6.2.4 细胞的培养和传代 |
| 6.2.5 水凝胶上种植细胞 |
| 6.2.6 交变电场水凝胶力电耦合作用对细胞生长的影响 |
| 6.2.7 交变电场水凝胶力电耦合作用对细胞骨架的影响 |
| 6.2.8 交变电场水凝胶力电耦合作用对细胞形貌的影响 |
| 6.2.9 试验数据分析 |
| 6.3 实验结果与分析 |
| 6.3.1 交变电场下水凝胶力电耦合作用对心肌细胞生长影响研究 |
| 6.3.2 交变电场下水凝胶力电耦合作用对心肌细胞骨架影响研究 |
| 6.3.3 交变电场下水凝胶力电耦合作用对心肌细胞形貌影响研究 |
| 6.3.4 交变电场下水凝胶力电耦合作用对神经细胞生长的影响 |
| 6.3.5 交变电场下水凝胶力电耦合作用对神经细胞骨架的影响 |
| 6.3.6 交变电场下水凝胶力电耦合作用对神经细胞形貌的影响 |
| 6.3.7 交变电场下水凝胶力电耦合作用对细胞影响原理分析 |
| 6.4 本章小结 |
| 7 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）组合控制实现高载药量纤维素/介孔二氧化硅复合敷料长效释放的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 概述 |
| 1.2 伤口医用敷料 |
| 1.2.1 伤口医用敷料简介 |
| 1.2.2 伤口医用敷料的基本要求和分类 |
| 1.2.3 组织工程皮肤支架材料的分类及其基本性能要求 |
| 1.3 纤维素的概述 |
| 1.3.1 纤维素的来源、结构与性能 |
| 1.3.2 纤维素基伤口敷料 |
| 1.4 介孔二氧化硅分子筛的概述 |
| 1.4.1 介孔材料 |
| 1.4.2 介孔二氧化硅的类型 |
| 1.4.3 介孔二氧化硅的形成机理 |
| 1.4.4 介孔二氧化硅颗粒应用于药物负载与释放 |
| 1.5 壳聚糖的概述 |
| 1.5.1 壳聚糖的来源、结构与性能 |
| 1.5.2 壳聚糖在伤口治疗过程中的作用 |
| 1.5.3 壳聚糖伤口敷料 |
| 1.6 论文的选题意义及研究内容 |
| 1.7 论文的创新性 |
| 参考文献 |
| 第2章 压差法制备介孔二氧化硅/纤维素复合敷料及性能评价 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 实验原料和仪器 |
| 2.2.2 合成与制备 |
| 2.2.3 形貌结构表征 |
| 2.2.4 BET和BJH测试 |
| 2.2.5 膜的孔径和孔隙率 |
| 2.2.6 纯水通 |
| 2.2.7 复合膜固含量测定 |
| 2.2.8 X射线衍射(XRD)测试 |
| 2.2.9 机械性能测试 |
| 2.2.10 溶胀性测试 |
| 2.2.11 透湿性测试 |
| 2.2.12 吸附解吸实验 |
| 2.2.13 抑菌实验 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 pH和温度对合成球状介孔MCM-41形貌的影响 |
| 2.3.2 目标纳米介孔二氧化硅粒子的BET与BJH测试 |
| 2.3.3 改性再生纤维素膜制备条件的选择 |
| 2.3.4 复合膜中介孔二氧化硅的载入量 |
| 2.3.5 复合膜形貌 |
| 2.3.6 XRD分析 |
| 2.3.7 力学性能测试 |
| 2.3.8 复合膜的溶胀性 |
| 2.3.9 透湿性 |
| 2.3.10 药物装载和释放 |
| 2.3.11 抑菌性能 |
| 2.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第3章 碳酸钙保护法制备介孔二氧化硅/纤维素复合敷料及性能评价 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 原料与试剂 |
| 3.2.2 合成与制备 |
| 3.2.3 测试与表征 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 碳酸钙在强碱纤维素溶剂中对SBA-15的保护作用及机理 |
| 3.3.2 红外光谱检测结果和XRD衍射测试结果 |
| 3.3.3 力学性能测试 |
| 3.3.4 溶胀性 |
| 3.3.5 透湿性 |
| 3.3.6 载药性和缓释性的结果与讨论 |
| 3.3.7 抑菌性能 |
| 3.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第4章 磷酸盐缓冲溶液保护法制备介孔二氧化硅/纤维素复合敷料及性能评价 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 原料与试剂 |
| 4.2.2 合成与制备 |
| 4.2.3 测试与表征 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.0 PBS对SBA-15 的保护作用 |
| 4.3.1 PBS和水对介孔二氧化硅SBA-15 粒子的保护机理 |
| 4.3.2 复合膜的结构和形态 |
| 4.3.3 力学性能测试 |
| 4.3.4 溶胀性测试 |
| 4.3.5 透湿性测试 |
| 4.3.6 药物的吸附及释放 |
| 4.3.7 抑菌实验 |
| 4.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第5章 介孔二氧化硅SBA-15/纤维素/壳聚糖复合敷料的制备及性能评价 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验部分 |
| 5.2.1 主要实验原料 |
| 5.2.2 合成与制备 |
| 5.3 实验结果与讨论 |
| 5.3.1 介孔二氧化硅SBA-15/纤维素/壳聚糖复合敷料的结构分析 |
| 5.3.2 晶型结构 |
| 5.3.3 力学性能 |
| 5.3.4 溶胀性测试 |
| 5.3.5 透湿性和保湿性测试 |
| 5.3.6 细胞毒性实验 |
| 5.3.7 蛋白吸附 |
| 5.3.8 载药与体外释放 |
| 5.3.9 抗菌性能 |
| 5.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第6章 经济技术评价 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 工艺说明 |
| 6.2.1 碳酸钙保护法(CM-Ca-SBA)制备工艺 |
| 6.2.2 磷酸盐缓冲溶液保护法(CM-P-SBA)制备工艺 |
| 6.2.3 对比文献复合敷料(CMC-SBA)的制备工艺 |
| 6.3 物料消耗 |
| 6.4 设备选型及投资估算 |
| 6.5 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第7章 结论与展望 |
| 7.1 结论 |
| 7.2 展望 |
| 博士期间发表的论文和专利 |
| 致谢 |
（7）皮肤敷料的研究进展（论文提纲范文）
| 0 引言 |
| 1 人体皮肤的结构特点 |
| 2 皮肤敷料的研究现状 |
| 2.1 传统型皮肤敷料 |
| 2.2 生物型皮肤敷料 |
| 2.2.1 丝素蛋白和角蛋白 |
| 2.2.2 胶原 |
| 2.2.3 多糖类 |
| 2.2.4 脂质体 |
| 2.3 合成型皮肤敷料 |
| 2.3.1 聚氨酯 |
| 2.3.2 聚二甲基硅氧烷 |
| 2.3.3 其他 |
| 2.4 复合型皮肤敷料 |
| 2.4.1 聚乙烯醇复合物 |
| 2.4.2 丝素蛋白复合物 |
| 2.4.3 有机硅复合物 |
| 2.4.4 聚 (N-乙烯基吡咯烷酮) 复合膜 |
| 2.4.5 纳米颗粒复合聚合物 |
| 2.4.6 氧化锌复合膜 |
| 2.4.7 碳基材料复合膜 |
| 2.4.8 聚偏氟乙烯或聚碳酸酯与卵磷脂及其类似物 |
| 2.4.9 其他复合材料 |
| 3 现有的商品化无细胞皮肤敷料 |
| 4 皮肤敷料研发中存在的问题及其发展趋势 |
（8）细菌纤维素基功能敷料的制备及性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 前言 |
| 1.2 皮肤敷料的概述 |
| 1.2.1 皮肤结构 |
| 1.2.2 皮肤功能 |
| 1.2.3 伤口概述 |
| 1.2.4 皮肤敷料分类 |
| 1.3 细菌纤维素作为皮肤敷料的研究 |
| 1.3.1 细菌纤维素概述 |
| 1.3.2 细菌纤维素作为敷料的优势 |
| 1.4 细菌纤维素改性制备工艺 |
| 1.4.1 生物复合 |
| 1.4.2 原位复合 |
| 1.4.3 溶液浸渍复合 |
| 1.4.4 膜液界面复合 |
| 1.5 壳聚糖及其衍生物作为皮肤敷料的研究 |
| 1.5.1 壳聚糖结构及性能研究 |
| 1.5.2 壳聚糖的特性 |
| 1.5.3 壳聚糖季铵盐的研究 |
| 1.5.4 壳聚糖季铵盐作为创面治疗的特性研究 |
| 1.5.5 壳聚糖季铵盐作为皮肤敷料的优势 |
| 1.6 胶原作为皮肤敷料的研究 |
| 1.6.1 胶原在医用生物材料的应用 |
| 1.6.2 胶原在止血材料中的研究 |
| 1.6.3 胶原作为医用敷料的优势 |
| 1.7 课题的提出 |
| 1.7.1 本课题的目的及意义 |
| 1.7.2 研究内容 |
| 1.7.3 课题创新点 |
| 第二章 细菌纤维素-壳聚糖季铵盐复合水凝胶的制备及其性能表征 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验 |
| 2.2.1 实验材料与设备 |
| 2.2.2 实验材料的制备与纯化处理 |
| 2.3 材料表征及测试 |
| 2.3.1 宏观形貌分析 |
| 2.3.2 扫描电镜观察(Scanningelectronmicroscopy,SEM) |
| 2.3.3 能谱分析(Energy-dispersiveX-rayspectroscopy(EDS)) |
| 2.3.4 复合材料的红外光谱分析(FT-IR) |
| 2.3.5 X射线衍射(XRD) |
| 2.3.6 力学性能测试 |
| 2.3.7 材料水管理系统的性能测试 |
| 2.3.8 热稳定性能(TG) |
| 2.3.9 抗菌性能评价 |
| 2.3.10 细胞生物学性能测试——细胞增殖实验 |
| 2.3.11 数据处理 |
| 2.4 实验结果与讨论 |
| 2.4.1 宏观照片 |
| 2.4.2 壳聚糖季铵盐-细菌纤维素复合材料的SEM观察 |
| 2.4.3 壳聚糖季铵盐-细菌纤维素复合膜的能谱分析(EDS) |
| 2.4.4 红外光谱分析(FT-IR) |
| 2.4.5 X-射线衍射分析(XRD) |
| 2.4.6 力学性能测试 |
| 2.4.7 材料水管理系统的性能测试 |
| 2.4.8 热稳定性能的分析(TG) |
| 2.4.9 抗菌性能评价 |
| 2.4.10 细胞生物学性能评价 |
| 2.5 本章小结 |
| 第三章 HACC/COL-Ⅰ/BC三元复合膜的制备及其体外生物学性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验 |
| 3.2.1 实验材料与设备 |
| 3.2.2 实验材料的制备与纯化处理 |
| 3.3 材料的表征及测试 |
| 3.3.1 扫描电镜测试(Scanningelectronmicroscopy(SEM)) |
| 3.3.2 复合材料的红外光谱分析(FT-IR) |
| 3.3.3 X射线衍射(XRD) |
| 3.3.4 材料水管理系统的性能测试 |
| 3.3.5 力学性能测试 |
| 3.3.6 热稳定性能(TG) |
| 3.3.7 抗菌性能的评价 |
| 3.3.8 细胞生物学性能的评价 |
| 3.3.9 数据处理 |
| 3.4 实验结果与讨论 |
| 3.4.1 壳聚糖季铵盐-细菌纤维素复合材料的微观结构的变化(SEM) |
| 3.4.2 红外光谱分析(FT-IR) |
| 3.4.3 XRD分析 |
| 3.4.4 材料水管理系统性能分析 |
| 3.4.5 力学性能测试分析 |
| 3.4.6 热稳定性能分析(TG) |
| 3.4.7 抗菌性能评价 |
| 3.4.8 细胞生物学性能评价 |
| 3.5 本章小结 |
| 第四章 总结与展望 |
| 4.1 本章结论 |
| 4.2 展望 |
| 参考文献 |
| 个人简历在读期间发表的学术论文 |
| 致谢 |
（9）纤维素基复合材料的制备与抗菌性能研究（论文提纲范文）
| 学位论文主要创新点 |
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 纤维素概述 |
| 1.1.1 纤维素的来源 |
| 1.1.2 纤维素的结构 |
| 1.1.3 纤维素的溶剂体系 |
| 1.2 纤维素抗菌材料概述 |
| 1.2.1 纤维素抗菌材料的分类 |
| 1.2.2 纤维素抗菌材料的制备方法 |
| 1.2.3 纤维素抗菌材料的应用 |
| 1.3 材料生物相容性概述 |
| 1.3.1 材料生物相容性的表面影响因素 |
| 1.3.2 材料生物相容性的改善方法 |
| 1.4 细菌纤维素概述 |
| 1.4.1 细菌纤维素的结构与性质 |
| 1.4.2 细菌纤维素的生产方式 |
| 1.4.3 细菌纤维素的应用 |
| 1.4.4 细菌纤维素的改性研究 |
| 1.5 论文研究意义与内容 |
| 1.5.1 本论文的研究意义 |
| 1.5.2 本论文的研究内容 |
| 第二章 纳米氧化锌/纤维素抗菌复合纤维的制备与性能研究 |
| 2.1 纳米层状氧化锌/木浆纤维素复合纤维的制备与性能研究 |
| 2.1.1 引言 |
| 2.1.2 材料与方法 |
| 2.1.3 结果与讨论 |
| 2.1.4 小结 |
| 2.2 纳米氧化锌/细菌纤维素复合纤维膜的制各与性能表征 |
| 2.2.1 引言 |
| 2.2.2 材料与方法 |
| 2.2.3 结果与讨论 |
| 2.2.4 小结 |
| 2.3 本章小结 |
| 第三章 壳聚糖/纤维素抗菌复合膜的制备与性能研究 |
| 3.1 壳聚糖/木浆纤维素复合膜的制备与性能研究 |
| 3.1.1 引言 |
| 3.1.2 材料与方法 |
| 3.1.3 结果与讨论 |
| 3.1.4 小结 |
| 3.2 壳聚糖/氧化细菌纤维素复合膜的制备与性能研究 |
| 3.2.1 引言 |
| 3.2.2 材料与方法 |
| 3.2.3 结果与讨论 |
| 3.2.4 小结 |
| 3.3 本章小结 |
| 第四章 细菌纤维素基复合材料的制备与生物相容性研究 |
| 4.1 胶原/氧化细菌纤维素复合海绵的制备与性能研究 |
| 4.1.1 引言 |
| 4.1.2 材料与方法 |
| 4.1.3 结果与讨论 |
| 4.1.4 小结 |
| 4.2 羟基磷灰石/细菌纤维素复合材料的制备与性能研究 |
| 4.2.1 引言 |
| 4.2.2 材料与方法 |
| 4.2.3 结果与讨论 |
| 4.2.4 小结 |
| 4.3 本章小结 |
| 第五章 结论与展望 |
| 5.1 本论文主要结论 |
| 5.2 对下一步工作的建议 |
| 参考文献 |
| 发表论文和参加科研情况 |
| 致谢 |
（10）基于羊毛角蛋白/丝素蛋白复合膜的制备及其性能表征（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 引导组织再生技术膜材料 |
| 1.1.1 引导组织再生技术(GTR) |
| 1.1.2 GTR生物膜材料的要求和选用 |
| 1.2 羊毛角蛋白和丝素蛋白及其复合物的研究进展 |
| 1.2.1 天然蛋白质的分类与大分子特征 |
| 1.2.2 羊毛角蛋白在生物医用领域的研究进展 |
| 1.2.3 丝素蛋白在生物医用领域的研究进展 |
| 1.2.4 羊毛角蛋白/丝素蛋白复合材料的研究进展 |
| 1.3 羊毛角蛋白膜和丝素蛋白膜的制备与表征技术研究现状 |
| 1.3.1 角蛋白和丝素蛋白膜材料的制备技术 |
| 1.3.2 生物医用膜材料的表征技术 |
| 1.4 本课题的研究目的与内容 |
| 1.4.1 研究背景与意义 |
| 1.4.2 研究目标与内容 |
| 1.4.3 创新点 |
| 第2章 羊毛角蛋白/羟基磷灰石复合膜的制备及性能 |
| 2.1 试样与实验制备 |
| 2.1.1 实验原料、试剂及耗材 |
| 2.1.2 羊毛角蛋白/羟基磷灰石复合膜(K1/HA)的制备 |
| 2.2 测量仪器与方法 |
| 2.2.1 形貌观察 |
| 2.2.2 光谱测试 |
| 2.2.3 力学性能 |
| 2.2.4 浸润性测试 |
| 2.2.5 降解性测试 |
| 2.2.6 热稳定性测试 |
| 2.3 K1/HA复合膜的形态、结构与组成分析 |
| 2.3.1 K1/HA复合膜形貌、尺寸与厚度的分析 |
| 2.3.2 K1/HA复合膜的结构特征分析 |
| 2.3.3 K1/HA复合膜的组成定量分析 |
| 2.4 K1/HA复合膜的拉伸性质 |
| 2.4.1 K1/HA复合膜应力应变曲线特征分析 |
| 2.4.2 基于HA修正含量拉伸参数与实测值之间的对比讨论 |
| 2.4.3 界面相作用的分析 |
| 2.5 K1/HA复合膜的浸润、降解及热稳定性讨论 |
| 2.5.1 K1/HA复合膜的浸润性测试 |
| 2.5.2 K1/HA复合膜的体外降解行为 |
| 2.5.3 K1/HA复合膜的热稳定性表征 |
| 2.6 本章小结 |
| 第3章 羊毛角蛋白/丝素蛋白共混致密膜的制备与表征 |
| 3.1 羊毛角蛋白/丝素蛋白(K1/SF)共混膜的实验制备 |
| 3.1.1 实验原料、试剂及耗材 |
| 3.1.2 角蛋白/丝素蛋白复合膜的制备 |
| 3.2 测量仪器与方法 |
| 3.2.1 形貌观察 |
| 3.2.2 光谱测试 |
| 3.2.3 力学性能测试 |
| 3.2.4 降解性测试 |
| 3.3 K1/SF复合膜的形态、结构与组成分析 |
| 3.3.1 K1/SF复合膜的形貌、尺寸与厚度分析 |
| 3.3.2 K1/SF复合膜的组成定量分析 |
| 3.3.3 K1/SF复合膜的结构特征分析 |
| 3.4 K1/SF复合膜机械性能的测试与分析 |
| 3.4.1 K1/SF复合膜的拉伸性质 |
| 3.4.2 K1/SF复合膜的顶破性质 |
| 3.4.3 K1/SF与 K1/HA复合膜力学性质的对比 |
| 3.5 K1/SF复合膜降解性能的讨论 |
| 3.5.1 K1/SF复合膜的体外降解行为 |
| 3.5.2 K1/SF复合膜的结晶结构对降解行为的影响 |
| 3.6 本章小结 |
| 第4章 羊毛角蛋白/丝素蛋白水凝胶的制备及机理探究 |
| 4.1 羊毛角蛋白/丝素蛋白水凝胶的制备 |
| 4.1.1 实验原料、试剂及耗材 |
| 4.1.2 羊毛角蛋白/丝素蛋白水凝胶的制备 |
| 4.2 测量仪器与方法 |
| 4.2.1 角蛋白溶液K1与K2的理化性质表征 |
| 4.2.2 角蛋白/丝素蛋白复合溶液的成胶现象表征 |
| 4.2.3 形貌观察 |
| 4.2.4 光谱测试 |
| 4.3 两种角蛋白溶液的理化性质对比分析 |
| 4.3.1 角蛋白溶液K1与K2各自主要控制参数及其对比 |
| 4.3.2 角蛋白溶液K1与K2巯基含量及其对比 |
| 4.3.3 角蛋白溶液K1与K2 各自分子量的SDS-PAGE分析及其对比 |
| 4.3.4 角蛋白溶液K1与K2的粒径分析及其对比 |
| 4.3.5 角蛋白溶液K1与K2的分子二级结构特征及对比分析 |
| 4.3.6 各种理化性质间的关系讨论 |
| 4.4 角蛋白K2/SF水凝胶的形成机制 |
| 4.4.1 K2/SF水凝胶的成形 |
| 4.4.2 K2/SF水凝胶的形成特征机制 |
| 4.5 本章小结 |
| 第5章 羊毛角蛋白/丝素蛋白多孔膜的制备与表征 |
| 5.1 角蛋白K2/SF多孔膜的制备 |
| 5.1.1 实验原料、试剂及耗材 |
| 5.1.2 羊毛角蛋白/丝素蛋白多孔膜的制备 |
| 5.2 实验设备及测试方法 |
| 5.2.1 K2/SF多孔膜的形貌观察 |
| 5.2.2 K2/SF多孔膜二级结构及结晶结构表征 |
| 5.2.3 K2/SF多孔膜的力学性能 |
| 5.2.4 K2/SF多孔膜的降解测试 |
| 5.3 K2/SF多孔膜的外观形貌 |
| 5.3.1 K2/SF多孔膜的形貌观察 |
| 5.3.2 K2/SF多孔膜的孔洞特性 |
| 5.4 K2/SF多孔膜的分子结构特征 |
| 5.4.1 K2/SF多孔膜的二级结构表征与分析 |
| 5.4.2 K2/SF多孔膜的结晶结构表征与分析 |
| 5.4.3 K1/SF致密膜与K2/SF多孔膜的结构对比 |
| 5.5 K2/SF多孔膜机械性能的表征 |
| 5.5.1 K2/SF多孔膜的拉伸性能 |
| 5.5.2 K2/SF多孔膜的顶破性能 |
| 5.5.3 K1/SF致密膜与K2/SF多孔膜的力学性能对比 |
| 5.6 K2/SF多孔膜的体外降解测试及多孔膜的优化 |
| 5.6.1 K2/SF多孔膜的体外降解行为 |
| 5.6.2 K2/SF多孔膜的降解性能影响因素 |
| 5.6.3 K1/SF致密膜与K2/SF多孔膜降解性能的对比 |
| 5.7 双层膜的制备与表征 |
| 5.7.1 K40双层膜的制备 |
| 5.7.2 K40双层膜的表征 |
| 5.8 本章小结 |
| 第6章 结论与展望 |
| 6.1 全文总结 |
| 6.2 不足与展望 |
| 参考文献 |
| 附录Ⅰ 羊毛角蛋白/羟基磷灰石复合膜的生物相容性 |
| 附录Ⅱ 羊毛角蛋白/丝素蛋白膜的生物相容性 |
| 攻读博士学位期间的研究成果 |
| 致谢 |
四、活性人工皮肤的骨架——一种新型胶原复合膜的制备及性能研究（论文参考文献）
- [1]生物基可降解聚氨酯的合成、功能化改性及医学应用研究[D]. 冯照喧. 北京科技大学, 2021(02)
- [2]功能化多孔复合材料的结构性能调控及在创伤救治中的应用研究[D]. 王岩森. 北京科技大学, 2021
- [3]医用纺织品的应用研究进展[J]. 魏娴媛. 毛纺科技, 2020(09)
- [4]海藻酸钠/磷虾蛋白人工皮肤组织工程支架材料制备[D]. 曹政. 大连工业大学, 2020(08)
- [5]功能化纳米复合水凝胶的结构调控与力电响应特性及其对细胞行为的影响研究[D]. 乔堃. 北京科技大学, 2020(06)
- [6]组合控制实现高载药量纤维素/介孔二氧化硅复合敷料长效释放的研究[D]. 沈陟. 武汉工程大学, 2019(03)
- [7]皮肤敷料的研究进展[J]. 林琳,陈景民,王会,李久盛,陈晋阳,曾祥琼. 材料导报, 2019(01)
- [8]细菌纤维素基功能敷料的制备及性能研究[D]. 聂燕娇. 华东交通大学, 2018(12)
- [9]纤维素基复合材料的制备与抗菌性能研究[D]. 付冉冉. 天津工业大学, 2018(08)
- [10]基于羊毛角蛋白/丝素蛋白复合膜的制备及其性能表征[D]. 涂凰. 东华大学, 2017(06)