一、组织工程化皮肤研究进展（论文文献综述）
杨国珺[1]（2021）在《组织工程弹性软骨构建及MRI T2 mapping无创监测体内转归的研究》文中指出研究背景:软骨组织缺损修复一直是整形外科临床工作的一大难点。近年来,软骨组织工程的发展为此提供了新的思路。尽管目前已有将组织工程软骨应用于临床的成功个案报道,其临床转化仍然需克服很多问题。目前,组织工程软骨在体转归的评估仍是以组织病理学切片检查为金标准,迫切需要一种安全无创的动态监测手段以检测工程化组织植入后的转归。磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging,MRI）是一种软组织对比度出色,具有丰富成像序列的无创检查手段。MRIT2 mapping成像在组织工程关节软骨生化定量中的价值已有报道,但在组织工程弹性软骨中的有效性尚无定论。研究目的:1.明确基于兔耳软骨细胞-丝素蛋白支架体外构建组织工程软骨构建效果;2.明确基于兔耳软骨细胞-丝素蛋白支架构建的工程化软骨在家兔皮下的成熟与转归过程;3.明确T2 mapping监测基于耳软骨细胞构建的组织工程软骨植入有免疫动物皮下后的转归的应用价值;4.进一步探讨工程工程化软骨在体T2值与GAG、ELN、总胶原、Ⅱ型胶原、Ⅰ型胶原含量之间的相关性。研究方法和结果:1.组织工程弹性软骨构建及在体实验研究1.1基于兔耳软骨细胞-丝素蛋白支架体外构建组织工程弹性软骨的研究方法:将P2代兔耳软骨细胞接种于丝素蛋白支架,体外培养4周后取材进行组织学染色、软骨相关生化定量检测与基因表达检测,评价体外构建效果。结果:P2代耳软骨细胞接种于丝素蛋白支架,经4周体外培养后获得了较满意的弹性软骨样组织。1.2组织工程弹性软骨在家兔皮下的成熟与转归方法:将体外构建的组织工程弹性软骨样组织（EC）与自体耳软骨（AC）、无细胞丝素蛋白支架（SF）植入家兔自体皮下,第2,4,8周后取材进行组织学检测与软骨相关评价。结果:基于耳软骨细胞-丝素蛋白支架构建的工程化软骨在家兔自体皮下早期（～2周）受到急性炎症反应攻击,软骨细胞存活量减少,但存活的软骨细胞至移植后4周仍然能够保持较好的弹性软骨表型。皮下植入后8周,支架尚未完全降解,工程化组织基质中胶原成分改变。2.MRI T2 mapping无创监测组织工程弹性软骨在体转归的实验研究方法:将体外构建的组织工程弹性软骨样组织（EC）与自体耳软骨（AC）、无细胞丝素蛋白支架（SF）植入家兔自体皮下,术后第1,2,4,8周进行MRI检查,然后按规定时间取材进行组织学检测与软骨相关检测。结果:多长TE回波T2映射（2D MIXED T2 Mutislices clear序列）能够区分显示工程化软骨组织、自体皮下移植耳软骨组织以及无细胞丝素蛋白支架在体差别;并能够反映工程化软骨在家兔皮下环境中的成熟与转归过程。工程化软骨在家兔皮下的平均T2值与总胶原、弹性蛋白、GAG含量呈现高度的负相关性（r=-0.946,-0.939,-0.933;P<0.001）;而与Ⅱ型胶原、Ⅰ型胶原含量表现出较弱的负相关性（r=-0.797,P=0.01;r=-0.837,P<0.001）。研究结论:1.基于兔耳软骨细胞-丝素蛋白支架构建的工程化组织在体外培养4周后,能够获得较满意的工程化弹性软骨样组织。2.工程化软骨植入家兔自体皮下早期（～2周）由于急性炎症反应软骨细胞存活量减少,存活的软骨细胞至移植后4周仍然能够保持较好的弹性软骨表型。8周时工程化软骨支架降解尚不完全,并出现纤维化倾向。3.多长TE回波T2映射（2D MIXED T2 Mutislices clear序列）能够清晰显示工程化软骨组织、自体皮下移植耳软骨组织以及无细胞丝素蛋白支架并加以鉴别;并能够反映工程化软骨在家兔皮下环境中的成熟与转归过程。4.基于兔耳软骨细胞-丝素蛋白支架构建的工程化软骨在家兔皮下的平均T2值与总胶原、弹性蛋白、GAG含量呈现高度的负相关性（r=-0.946,-0.939,-0.933;P<0.001）
冯世明[2]（2021）在《异种脱细胞动脉基质修复猪肝外胆道缺损及良性狭窄的机制研究》文中指出[目的]研究人源异种脱细胞动脉基质修复滇南小耳猪肝外胆道缺损模型的短段（2-3cm）、长段（4-6cm）及长期（12个月）效果;探究吻合口瘢痕愈合时上皮间质转化（EMT）的形成机制。[方法]通过滇南小耳猪肝外胆道缺损模型的建立与不同长度脱细胞动脉基质修补后的血液学检查判断人源异种脱细胞动脉基质的修复效果;通过HE染色、Masson染色、免疫组化等实验方法判断胆道瘢痕愈合的机制。[结果]短段的人源异种脱细胞动脉基质可以稳定修复滇南小耳猪肝外胆道缺损模型,血液学显示短段人源异种脱细胞动脉基质可以改善胆道离断性损伤的吻合口愈合效果;长段修复较短段效果差,有待进一步深入研究;胆道的节段性缺损愈合时形成上皮间质转化。[结论]人源异种脱细胞动脉基质能够修复滇南小耳猪的肝外胆道缺损长达12个月,修复部位发生上皮间质转化,可以为临床上胆道损伤的修复提供新的治疗方法。[目的]检测VEGF对胆管上皮细胞增殖迁移能力的影响;制备VEGF-DOPA-脱细胞动脉基质并检测其作为组织工程化胆管的适用性。[方法]通过二步酶消化法制备脱细胞基质;通过CCK8、Transwell、细胞划痕及平板克隆等实验检测VEGF对胆管上皮细胞的迁移及增殖的影响;使用2mg/ml的DOPA-Tris-HCL溶液浸泡人源脱细胞动脉基质形成邻二苯酚基团平台,使用VEGF-A修饰该平台;通过CCK8检测材料浸出液的细胞毒性;通过镜下观察、HE染色、免疫荧光、Western Blot、电镜观察等实验技术检测猪胆管上皮细胞在该平台上的粘附、增殖特性;通过裸鼠皮下基质胶成血管实验检测材料诱导血管形成能力。[结果]VEGF可以促进胆管上皮细胞的增殖迁移;VEGF-DOPA-脱细胞动脉基质不具有细胞毒性,具有良好的生物相容性,在体外可以促进胆管上皮细胞的粘附,可以加快脱细胞动脉基质的再细胞化进程,且该材料可以促进血管定向生长。[结论]VEGF-DOPA-脱细胞动脉基质可以为组织工程胆管快速提供切实可行的材料,有望发展成为商品化的组织工程化胆管,为胆道损伤尤其是肝外胆道损伤的治疗提供更加优化的解决方案。
张强[3]（2020）在《基于GelMA的光交联型人脱细胞羊膜复合水凝胶的制备及其在口腔黏膜缺损修复中的应用研究》文中研究表明目的:临床收集人羊膜（Humanamnioticmembrane,HAM）,制备人脱细胞羊膜（Human decellularized amniotic membrane,dHAM）并通过甲基丙烯酸酐（Methacrylic anhydride,MA）接枝改性,构建具有光交联特性的dHAMMA（dHAM methacrylate）;基于GelMA水凝胶,制备具有双组分网络状（Bicomponent polymer network,BCN）结构的光交联型dHAM复合水凝胶（GelMA-dHAMMA）;考察GelMA-dHAMMA复合水凝胶表征,探讨GelMA-dHAMMA体外促进人成纤维细胞增殖和分化的能力、成血管能力以及体内促进口腔黏膜缺损修复的能力;阐明GelMA-dHAMMA复合水凝胶促进口腔黏膜缺损修复的机制。方法:以新鲜HAM为原料,通过乙二胺四乙酸（EDTA）、氢氧化钠（NaOH）、氯化铵（NH4Cl）进行脱细胞处理,获得dHAM;将dHAM浸泡于4%（V/V）的MA溶液中（MA溶于PBS中）,进行甲基丙烯酸酰胺化,制备光交联型dHAMMA,考察dHAM、dHAMMA表征。通过光交联技术,制备厚度为2mm的GelMA-dHAMMA双组分复合水凝胶支架（GelMA,dHAMMA质量比为2:1）。由于dHAM缺乏光交联所需基团,通过将dHAM研磨成粉状,包埋于GelMA中,物理复合制备GelMA/dHAM（GelMA,dHAM质量比为2:1）水凝胶作为对比研究,考察GelMA、GelMA/dHAM及 GelMA-dHAMMA 表征。以 GelMA、GelMA/dHAM 以及 GelMA-dHAMMA 三种材料为实验组,而以未加任何材料为空白对照组,体外细胞培养行CCK8检测和免疫荧光检测。以GelMA、GelMA/dHAM以及GelMA-dHAMMA三种材料为实验组,以微孔滤膜组为对照组,通过鸡胚尿囊膜模型（Chick chorioallantoic membrane,CAM）探讨GelMA-dHAMMA的血管生成能力。选取新西兰大白兔作为动物黏膜缺损模型,将植入材料分成四组,GelMA组、GelMA/dHAM组、GelMA-dHAMMA组及完全空白对照组,通过大体宏观观察、计算创面愈合率、HE染色观察、免疫组化及Masson检测,评估创面愈合能力并阐明愈合机制。结果:电镜扫描（Scanning electron microscopy,SEM）下 dHAM、dHAMMA 均呈纤维网络状多孔结构,孔径分别为6.1±1.77μm,8.54±2.3μm。通过接枝改性反应,dHAMMA孔径较dHAM增大。GelMA呈三维多孔结构,孔径分布均匀,孔道连通性好,孔径约为54.94±11.15 μm。GelMA/dHAM呈三维多孔结构,孔径接近圆形,壁薄,大小均匀,平均孔径约为10.16±2.77μm,dHAM粉末分布在孔壁及孔腔内。GelMA-dHAMMA亦呈三维多孔结构,孔隙近圆形,壁薄,大小分布均匀,GelMA与dHAMMA界面互穿、互相连续,平均孔径约为27.87±9.28μm,差异具有统计学意义（p<0.05）。傅里叶变换红外图谱检测（Fourier-transform infrared,FTIR）显示 HAM接枝改性后出现新的化学键（生成甲基丙烯酰胺基团的双键）的形成。GelMA/dHAM与GelMA的峰型比较,在GelMA/dHAM红外光谱中没有出现新基团的明显吸收峰。GelMA-dHAMMA与GelMA/dHAM 比较,仍可见丙烯酰胺的特征峰的振动,而主链结构并未发生明显变化。在24h,dHAM、dHAMMA、GelMA、GelMA/dHAM及GelMA-dHAMMA的膨胀率基本稳定,吸水达到饱和,在36h时dHAM、dHAMMA、GelMA、GelMA/dHAM及GelMA-dHAlMMA吸水后的质量分别膨胀为原始重量的（7.38±2.44）%、（7.19±2.3）%、（494.58±11.41）%、（440.54±16.95）%及（418.21±18.95）%,dHAM 与 dHAMMA 之间无明显差异（p>0.05）,GelMA、GelMA/dHAM 及GelMA-dHAMMA之间差异有统计学意义（p<0.05）。随着时间延长（14d内）,dHAM、dHAMMA的降解均持续存在,且降解明显,未到14d时,已基本降解完全,差异无统计学意义（p>0.05）。16d 内,GelMA、GelMA/dHAM 以及 GelMA-dHAMMA 的降解持续存在,但GelMA-dHAMMA的降解速率低于GelMA/dHAM和GelMA,差异具有统计学意义（p<0.05）。根据拉伸试验中dHAM、dHAMMA、GelMA、GelMA/dHAM以及GelMA-dHAMMA应力-应变曲线得知 GelMA-dHAMMA拉伸强度>GelMA>GelMA/dHAM>dHAM、dHAMMA,差异具有统计学意义（p<0.05）,不过dHAM和dHAMMA之间拉伸强度无差异（p>0.05）。从体外细胞实验中我们发现GelMA-dHAMMA利于成纤维细胞增殖,差异具有统计学意义（p<0.05）,其中GelMA-dHAMMA中α-SMA的表达荧光强度最明显。CAM模型血管生成实验中,GelMA/dHAM组和GelMA-dHAMMA组血管面积均大于对照组和GelMA组血管面积,组间差异有统计学意义（p<0.05）。其中,GelMA-dHAMMA组促血管优于GelMA/dHAM组,组间差异有统计学意义（p<0.05）。体内动物实验各时间点各组创口愈合率:GelMA-dHAMMA 组>GelMA/dHAM 组>GelMA 组>空白组,GelMA-dHAMMA组明显促进创面愈合,创面大多数接近完全愈合（p<0.05）。术后14d,CD34免疫组化检测,空白组未见明显新生血管内皮细胞,其余各组均可观察到新形成的毛细血管内皮细胞,其中GelMA-dHAMMA组毛细血管内皮细胞明显增加;术后14d,Masson染色检测,GelMA-dHAMMA组伤口组织所染蓝色深,创面胶原纤维排列整齐,优于GelMA/dHAM组和GelMA组,对照组伤口组织呈浅蓝色,胶原稀疏,排列无序。结论:通过MA可以对dHAM成功进行接枝改性,获得光交联特性dHAMMA。基于光敏性GelMA水凝胶,可以成功将光交联型dHAMMA通过光敏剂进行复合,构建具备双组分网络状结构的GelMA-dHAMMA复合水凝胶。GelMA-dHAMMA复合水凝胶既保留了 GelMA水凝胶良好的力学性能和保水性,同时继承了 dHAM的生物活性;避免了 GelMA水凝胶单独应用时生物活性成分不足的缺陷,同时也克服了dHAM单独应用时,力学不可控、易降解的限制。GelMA-dHAMMA复合水凝胶的力学性能明显强于dHAM,针对细胞生物学行为又明显优于GelMA水凝胶,且更能促进血管新生。GelMA-dHAMMA复合水凝胶本身就具有天然细胞外基质成分dHAM,能够更好的模拟ECM微环境,能够为缺损区成纤维细胞增殖和沉积提供稳定的环境,利于成纤维细胞的粘附、增殖、分化而显示出它的多功能性,细胞性能的提高进而促进口腔黏膜缺损的修复再生。因此GelMA-dHAMMA复合水凝胶支架材料可作为一种具有极大吸引力和广阔应用前景的口腔黏膜替代物来加速缺损修复愈合。
王自强[4]（2020）在《共混改性脂肪族聚酯基组织工程支架材料的3D打印和表征研究》文中研究指明组织工程是临床病、缺损组织再生修复治疗的潜在策略。支架材料作为组织工程的组成要素,是组织工程领域重要的研究方向。脂肪族聚酯,如左旋聚乳酸（PLLA）、聚己内酯（PCL）和聚（L-丙交酯-co-ε-己内酯）（PLCL）,具有良好的生物相容性、生物可降解性以及易加工成型等优点,被广泛用于组织工程支架材料的构建。然而,单一聚合物材料难以满足支架材料构建中所需的复杂的力学、生物学性能要求。因此,有必要通过各种改性方法来改善聚合物材料的性能,以构建基于脂肪族聚酯的组织工程支架材料。共混改性可以显着改善聚合物材料的性能,是制备改性脂肪族聚酯复合材料的最常用方法。特别是,这些复合材料能够适用于3D打印技术,为精确构建具有复杂结构的个性化组织工程支架材料提供可行的方法。本课题以PLCL为基材,利用共混改性技术制备了系列PLCL/PLLA和PLCL/PCL复合材料,系统地考察了复合材料的性能,分析了组分相容性与复合材料性能的相关性及可能机制;研究了复合材料通过熔融层积成型（FDM）技术制备组织工程支架材料的可行性,以期为PLCL的改性和性能优化提供参考,为具有仿生力学性能的组织工程支架材料的3D打印构建提供依据。主要研究内容以及结论如下:1.PLCL/PLLA复合材料的制备与表征:以PLCL为基体相、PLLA为分散相,利用共混改性的方法,制备了系列PLCL/PLLA复合材料。通过热稳定性、热力学行为、力学性能、宏微观形貌以及流体力学行为等检测手段,系统考察了两组分之间的相容性,对比分析了不同复合材料之间的性能差异。研究发现,PLCL/PLLA复合材料具有良好的热稳定性,其力学和流体力学等性能随两组分比例不同而变化。共混体系中PLCL与PLLA的相容性与二者的比例有关,当PLLA含量为10%时,PLCL/PLLA共混物为完全相容体系;当PLLA含量为20%-50%时,PLCL/PLLA共混物为部分相容体系;与PLLA共混后,PLCL弹性模量和抗拉强度分别由3.66 MPa和30.41 MPa升高到了 665.63 MPa和37.86MPa;其熔体复合黏度则由25110 Pa·s降到了 514.26 Pa·s。通过改变复合材料中PLCL和PLLA的比例,可以获得力学性能和熔体流变性能可调控的复合材料,为构建性能可控的组织工程支架材料提供可选择的材料。2.PLCL/PLLA复合支架的3D打印与表征:以上一部分的系列PLCL/PLLA复合材料为原料,利用FDM技术,打印了一系列具有不同孔隙率的无边框三维多孔支架材料。通过观察支架材料的宏/微观结构,以及应力松弛和体外加速降解实验,评估了复合材料的3D打印性能,分析了不同支架材料的力学性能和降解性能。研究发现,共混改性的PLCL/PLLA复合材料具有良好的可3D打印性,利用FDM技术,可以打印获得孔隙贯通的三维多孔支架材料。3D打印的PLCL/PLLA复合支架具有良好的粘弹性和可降解性,其松弛时间最快仅为10.36s。通过改变复合材料中PLCL和PLLA的比例以及打印参数中的填充率,可以调控支架材料的孔径、孔隙率、力学性能以及降解速率,为多种组织工程支架材料的3D打印构建提供了材料选择的依据和参考。3.PLCL/PCL复合材料的制备与表征:为满足软组织的组织工程构建需求,本部分以PLCL为基体相、PCL为分散相,通过共混改性,制备了系列PLCL/PCL复合材料。采用与第一部分相同的检测手段,对PLCL/PCL复合材料的性能进行了表征研究。研究发现,复合材料具有良好的热稳定性;PLCL/PCL共混物均为部分相容体系;PLCL与PCL的共混可提高PLCL的刚度和机械强度,与PCL共混后,PLCL弹性模量和抗拉强度分别由3.66 MPa和30.41 MPa升高到了 125.43 MPa和36.62MPa;调整PLCL和PCL的比列,可以获得从强而韧到软而韧的复合材料,满足多种软组织的组织工程支架材料力学性能需求;PCL的加入,也改善了 PLCL的熔体加工性能,使其熔体复合黏度由46502 Pa·s降到了 1058.4 Pa·s,复合材料具有通过熔融沉积成型（FMD）技术进行3D打印的潜能。4.PLCL/PCL复合支架的3D打印与表征:以第三部分制备的系列PLCL/PCL复合材料为原料,利用FDM技术,打印了一系列具有不同孔隙率的无边框三维多孔模型支架。分别对不同支架材料的3D打印性能和力学性能进行了比较分析;并以力学性能测试结果为依据,结合天然耳廓软骨力学性能特点,选择了合适的PLCL/PCL复合材料及3D打印参数,打印了成人耳廓软骨支架,检验了复合材料打印构建复杂形状和结构的可行性。此外,通过体外细胞培养实验,初步考察了 3D打印模型支架对兔耳软骨细胞的粘附、增殖等的影响。研究发现,PLCL/PCL复合材料具有良好的可3D打印性,所打印支架都具有良好的粘弹性,最快松弛时间仅为22.72s;通过调整组成比例及3D打印参数,可以制备力学性能可调的PLCL/PCL复合支架;其中,PLCL90PCL10复合支架的弹性模量约为～11MPa,具有与天然耳软骨相似的力学性能;通过3D打印,可以获得形状复杂且不规整的、孔隙贯通的多孔耳廓软骨支架;初步的细胞实验结果显示,PLCL/PCL模型支架对兔耳软骨细胞有良好的相容性,在耳廓软骨组织工程中具有应用潜能。综上所述,本文通过共混改性制备了 PLCL基复合材料,表征了材料性能,研究了其通过3D打印制备性能可控、三维多孔支架材料的潜力,初步考察了复合材料在3D打印耳廓软骨组织工程支架材料的可行性。结果发现:本研究条件下,通过共混改性可以获得系列性能不同的PLCL/PLLA和PLCL/PCL复合材料。PLLA或PCL的加入可以增强PLCL的刚度和机械强度,提高PLCL熔体流动性。复合材料具有良好的3D可打印性,可打印具有不同孔隙率的无边框三维多孔支架。通过改变复合材料的组分和其比例及3D打印参数,可以调控支架材料的孔径、孔隙率及力学性能等,为多种组织、器官的工程化构建提供了可选择的支架材料。研究发现,3D打印的PLCL90PCL10复合支架具有与天然耳廓软骨相似的力学性能,并对兔耳软骨细胞具有良好的相容性,显示了其在耳廓软骨组织工程应用的潜能。
董可欣[5]（2020）在《弹性纤维相关组分在工程化软骨组织中的表达及作用研究》文中研究说明研究背景组织工程化软骨的应力应变能力与正常耳软骨相比仍存在明显差异,是制约组织工程化耳软骨向临床应用转化的主要原因之一。耳软骨的力学性能由细胞外基质组分提供,主要包括胶原纤维、弹性纤维、蛋白聚糖和水。耳软骨是一种弹性软骨,拥有灵活的应力应变能力,以富含弹性纤维区别于透明软骨和纤维软骨。弹性纤维以微纤维（Microfibril）作为支架（微纤维由原纤维蛋白1（Fibrillin1,FBN1）和原纤维蛋白2（Fibrillin2,FBN2）构成）,弹性蛋白（Elastin,ELN）为“原料”,在细胞外基质蛋白,如赖氨酸氧化酶（Lysy1 Oxidase,LOX）、原纤蛋白4（Fibulin4,FBLN4）、原纤蛋白5（Fibulin5,FBLN5）、潜在转化生长因子β结合蛋白4（Latent Trans growing Factor β Bingding Protein 4,LTBP4）等的辅助下,遵循一定的时间和空间顺序进行组装。据文献报道,其中任一成分缺失或分泌不足,均会导致弹性纤维的积累量不足或形态异常,使弹性纤维含量丰富的组织器官功能异常而引起相应先天或后天性疾病。因此,明确组织工程化软骨中弹性纤维组装相关组分的表达情况,对组织工程化软骨弹性、灵活性等力学性能的提高具有十分重要的意义。当前,对弹性纤维组装相关组分在血管、皮肤等工程化组织再造中的作用已有研究,但在组织工程化弹性软骨中的表达及作用研究还未有报道,有待进一步研究。研究目的明确组织工程化软骨中弹性纤维组装关键组分较人耳软骨组织的表达差异,筛选影响弹性蛋白表达的关键组分,探讨其对软骨表型和基质形成的影响,为提高组织工程弹性软骨构建效果提供参数和线索。研究内容1.工程化软骨与人耳软骨组织弹性纤维相关组分的mRNA及蛋白水平表达差异方法:提取组织工程化软骨及人耳软骨组织RNA,逆转录为cDNA,利用Real-time PCR检测组织工程化软骨及人耳软骨组织中弹性纤维组装相关组分基因（ELN、FBN1、FBN2、LOX、FBLN4、FBLN5 及 LTBP4）mRNA 的表达水平。利用免疫荧光染色检测两组中弹性纤维组装相关组分蛋白的表达差异。结果:Real-time PCR结果显示ELN、FBN1、LOX在组织工程化软骨中的表达水平显着低于耳软骨组织,FBN2、FBLN4、FBLN5及LTBP4在组织工程化软骨中的表达有下降趋势,但无统计学意义。免疫荧光染色结果显示:（1）ELN、FBN1、LOX、FBLN4、FBLN5及LTBP4的蛋白表达水平低于耳软骨组织,FBN2蛋白表达水平与耳软骨组织相当;（2）ELN、FBN1及LOX蛋白在组织工程化软骨中未能形成耳软骨中的纤维束状形态。2.弹性纤维相关组分过表达对弹性纤维组装相关基因表达的影响方法:提取人耳软骨细胞,培养至p2代,分别构建人弹性纤维组装相关组分ELN、FBN1、FBN2、LOX、FBLN4、FBLN5 及 LTBP4 的过表达质粒,在人耳软骨细胞中构建过表达体系,Real-time PCR检测各基因过表达后,弹性蛋白及其他弹性纤维组装相关基因表达水平的变化,明确其中的关键组分。结果:（1）人耳软骨细胞中过表达ELN后,其他弹性纤维组装组分基因表达水平无明显差异;（2）过表达FBN1后,ELN、FBLN5的表达水平升高;（3）LOX过表达后,弹性纤维主要成分ELN及FBN1的表达水平显着升高;（4）FBLN4过表达后,ELN的表达水平升高;（5）FBLN5过表达后,其他组分的表达水平差异无统计学意义;（6）过表达LTBP4后,FBN1、FBLN5及LOX的表达水平升高。3.耳软骨细胞中过表达LOX、FBN1对软骨表型及基质形成的影响方法:提取猪耳软骨细胞,构建LOX及FBN1过表达体系。利用Real-time PCR检测LOX及FBN1过表达对猪耳软骨细胞软骨基质相关基因、肥大成骨分化相关基因表达水平的影响;Transwell检测LOX过表达对猪耳软骨细胞迁移能力的影响;番红O染色检测猪耳软骨细胞蛋白多糖分泌的差异。结果:在软骨细胞中过表达LOX后,软骨分化相关基因COLⅡ、ACAN、SOX9的表达水平显着升高;软骨肥大成骨分化相关基因MMP13、COLX及RUNX2的表达水平明显下降;弹性纤维组装相关组分基因ELN的表达水平升高;FBLN4、FBLN5的表达水平降低。LOX过表达后,猪耳软骨细胞在24h内的迁移能力增强,蛋白多糖的积累明显增加。FBN1过表达后,软骨分化关键基因SOX9、ACAN及COLⅡ表达水平显着升高。提示我们LOX和FBN1具有维持软骨细胞表型的作用,LOX还具有抑制软骨细胞肥大成骨分化及促进细胞迁移的作用。研究结论1.组织工程化软骨中弹性纤维组装相关组分ELN、FBN1及LOX的基因和蛋白表达显着低于正常耳软骨,而且在组织工程化软骨中未能形成成熟的纤维束状结构,提示这些组分的表达降低可能是组织工程软骨弹性纤维表达不足的主要原因。2.LOX和FBN1过表达,可以促进软骨表型及相关基质表达,而且LOX可促进细胞迁移,可以作为促进弹性软骨构建的候选基因。
周飞飞[6]（2020）在《光响应型组织黏附性水凝胶用于软组织修复再生的研究》文中研究说明软组织是人体内一类比较重要的组织,包括皮肤、肌肉、肌腱、韧带、软骨、血管等。软组织易发生损伤,如软骨缺损,肌肉损伤和皮肤创伤等,目前软组织损伤修复还重要依赖于自愈,尚无理想的治疗手段,这严重影响着人们的日常生活和工作。对于软组织损伤中的软骨缺损,由于软骨无血管,无神经,无淋巴且自愈能力差,可选择的治疗方法非常有限。目前临床上仅采用一些传统疗法如骨髓刺激技术和关节置换术等,但均治标不治本。严重的肌肉损伤往往伴随着不可控的出血,如果得不到及时处理,会严重威胁着病人的生命。大面积皮肤创伤（如三度烧伤和真皮层的全层缺损）也因皮肤自我修复能力有限,很难愈合。自体皮肤移植是临床上常用的用来治疗大面积皮肤创伤的方法,但往往会因为供体不足或植皮坏死而受限或失败。组织工程（支架材料,种子细胞和生物活性分子）的出现为解决软组织损伤修复难的问题提供了更好的选择,在治疗软组织损伤方面有着广阔前景。人体软组织的细胞外基质都是水凝胶状态,本课题从仿生角度针对不同类型的软组织损伤修复进行水凝胶材料研发及其功能验证。本研究的目标在于研发修复三种不同软组织的胶体材料和方法:（1）开发一种更有效和简便的修复软骨缺损的方法;（2）研发一种能够快速交联,强湿面黏附且适用于出血状态下心血管组织修复的方法;（3）胶体材料进行快速打印制备功能性活体软组织,用以解决临床供体不足问题。所以,本研究内容共分为三部分:（1）光响应型组织黏附性水凝胶用于软骨缺损修复;（2）超快速光响应型组织黏附性水凝胶用于出血状态下的心脏缺损修复;（3）3D打印超快速光响应型组织黏附性水凝胶用于皮肤缺损的复杂结构修复。1.光响应型组织黏附性水凝胶用于软骨缺损修复由于自愈能力差,关节软骨修复仍是临床治疗中的主要挑战。目前可选择治疗手段非常有限,传统疗法如骨髓刺激技术和关节置换术可有效缓解疼痛,但它们不能再生成具有正常形态和功能的健康透明软骨。因此,急需研发出一种治疗方法,可以一步实现软骨缺损的简便有效和永久性修复。受天然关节软骨的基质成分和微观结构的启发,本文中开发了一种具有强机械性能和强组织黏附性的可注射水凝胶（M-O-G）。组成水凝胶的基体材料都是天然高分子或其衍生物,类似于正常的软骨细胞外基质（ECM）。这种水凝胶表现出优异的可调机械性能（机械强度≈270kPa,可压缩性≈70%）和快速恢复能力。此外,还表现出强的组织黏附性,加强了材料与组织的整合,更加有利于界面组织的修复。体内修复实验结果表明,该水凝胶具有良好的生物相容性能够更好修复软骨缺损和促进修复组织和正常组织的界面愈合。这种水凝胶有望用于临床软骨再生和其他生物医学领域的疾病治疗。2.超快速光响应型组织黏附性水凝胶用于出血状态下的心脏缺损修复在外科手术中和严重创伤后,不可控制的出血是目前面临的一个主要问题。现有的止血胶很难控制住动脉和心脏创伤的出血,因其对表面湿润和非静止的组织黏附能力弱。本文中研发出了 一种模拟细胞外基质（ECM）成分的光响应性组织黏附水凝胶（GelMA/HA-NB）。在紫外光照射后,这种基质水凝胶可以快速成胶,黏附在动脉和心脏上,封堵住出血口,可承受高达290mmHg的压力,显着大于正常的血压（收缩压60-160mmHg）。最重要的是,这种水凝胶可以封堵长度为4～5 mm伤口的猪颈动脉高压出血,也可以封堵直径6mm心脏穿刺大出血,用这种水凝胶进行止血处理后的猪依旧可以正常生存。以上结果表明这种水凝胶具有良好的止血性能,并且胶体本身可以作为生物材料支架引导组织修复再生,与目前临床胶体产品比较具有显着的性能优势。3.3D打印超快速光响应型组织黏附性水凝胶用于皮肤缺损的复杂结构修复由于缺乏合适的机械性能和生物活性功能,对于现有的生物打印技术来说,制备适合植入的人造器官仍然是一大挑战。此外,无法构建具有相互贯穿孔道的3D支架结构来进行远程大规模物质运输,也限制了 3D打印的临床应用。本文中提出了一种高效的方法,结合仿生光固化生物墨水,功能性细胞以及基于数字光处理（DLP）的3D打印技术来制备具有物理防御和合适机械性能的功能性活体皮肤（FLS）。FLS具有相互贯穿的孔道,可促进细胞迁移,增殖和新生组织形成。仿生光固化生物墨水GelMA/HA-NB,由甲基丙烯酰化明胶（GelMA）和N-（2-氨基乙基）-4-（4-（羟甲基）-2-甲氧基-5-亚硝基苯氧基）丁酰胺（NB）连接的透明质酸组成（HA-NB）,已证明其具有快速的成胶动力学,可调的机械性能,良好的生物相容性和组织黏附力。将人皮肤成纤维细胞（HSF）和人脐静脉内皮细胞（HUVEC）精准打印在FLS中,该方法快速,具有高细胞活力,模拟天然皮肤生理结构来设计仿生皮肤模型,能有效促进新血管形成和皮肤再生。由于其合适的机械性能和组织黏附性,该人造仿生皮肤易于植入并固定在伤口处。另外,体内研究表明仿生皮肤在皮肤刺激试验中具有实时防御功能,在大型动物体内可以显着促进皮肤的完美修复。这项研究为未来的临床应用提供了 一种快速有效,批量生产功能性仿生器官的方法。
胡勤[7]（2019）在《基于两种生物支架材料的3D OMM的构建及其效果评价》文中研究表明近年来组织工程化技术在口腔医学领域应用广泛,组织工程化技术的关键是实现细胞的3D培养。相较于培养皿等2D环境,细胞在3D支架中的生长持续时间更长,更能接近体内真实的生长情况,最终实现组织、器官的体外构建。本文利用牛脱细胞真皮基质与Matrigel两种生物支架材料实现HGF（Human gingival fibroblast,人牙龈成纤维细胞）与HOK（Human oral keratinocytes,人口腔角质形成细胞）的3D共培养,体外构建稳定的3D OMM（Three-dimensional oral mucosal model,三维口腔黏膜组织模型）。目的:通过对比两种生物支架材料的细胞3D培养效果,实现HGF与HOK的3D共培养,体外构建稳定的、均一的3D OMM。为临床及实验研究方面的应用提供基础。方法:DispaseⅡ酶分离法结合组织块法培养原代HGF,利用SV40-T（Similar vacuolating virus,猴空泡病毒40-T）抗原慢病毒载体和hTERT（Human telomerase reverse transcriptase,人端粒酶反转录酶）重组慢病毒载体实现HOK的永生化诱导。利用HE（Hematoxylin-Eosin,苏木精-伊红）染色及Vimentin/CK13（cytokeratin 13,细胞角蛋白13）免疫荧光染色完成HGF与HOK的细胞鉴定。将HGF种植于牛脱细胞真皮基质与Matrigel两种生物支架材料上培养7d,构建组织工程化结缔组织模型,通过石蜡切片及HE、DAPI（4-6-diamidino-2-phenylindole4,6-联脒-2-苯基吲哚）染色观察HGF在两种支架材料上的3D生长情况。通过设计出与包埋盒内部空间形态一致的基质胶3D培养组织粘附玻片,并改良常规石蜡切片制作步骤,解决Matrigel支架材料制作石蜡切片难的问题。进而将HGF种植于两种支架材料3D培养7d,形成组织工程化结缔组织,将HOK种植于结缔组织上继续培养7d形成上皮层,置于气-液平面培养7d后,利用针对Matrigel支架材料的改良石蜡切片法完成3D OMM的石蜡切片制作。通过HE及免疫荧光染色观察两种生物支架材料构建的3D OMM组织结构培养效果。结果:（1）利用DispaseⅡ酶分离法结合组织块法可实现HGF的原代培养,3-6代HGF生长状态良好,传至第8代后,细胞增殖活力下降,细胞形态发生改变。HOK通过永生化诱导,可传至第15代,细胞增殖活力仍然正常,细胞形态稳定,呈互不重叠的单层典型铺路石状排列。在牛脱细胞真皮基质组HGF主要集中于支架表层生长,在支架深层,细胞相对稀少。在Matrigel支架材料组可见蓝染的HGF胞核散在分布于支架全层,细胞相对密集。（2）Matrigel支架材料在常规石蜡切片制作过程中易收缩、卷曲及脱离Transwell 0.4μm微孔膜,甚至发生支架材料的断离、碎裂。冰冻切片法使得Matrigel支架材料内部容易形成冰晶,产生大量空隙,从而失去完整的组织形态,造成支架内部HGF大量流失。利用针对Matrigel支架材料的改良石蜡切片法制作组织切片,胶原支架材料完整连续,无空隙及碎裂,3D结缔组织模型结构完整。（3）在HE及免疫荧光染色下可见,在牛脱细胞真皮基质组,细胞主要集中在支架浅层生长,在支架深层,细胞相对稀少。组织的上皮层和皮下结缔组织层分界不清。对于Matrigel支架材料组,细胞均匀分布于该支架材料全层,表面形成一层连续的带状上皮细胞层,胞核蓝染的成纤维细胞散在地生长于上皮下基质胶内。结论:（1）DispaseⅡ酶分离法结合组织块法能有效地实现HGF原代培养,HOK通过永生化诱导解决了细胞扩增倍数少的问题。（2）相较于传统石蜡切片法和冰冻切片法,针对Matrigel支架材料的改良石蜡切片法更适宜用于Matrigel支架材料的石蜡切片制作。（3）相较于牛脱细胞真皮基质,Matrigel支架材料更适宜于构建3D结缔组织模型和3D OMM。
卓璐凯[8]（2019）在《人工真皮联合负压创面治疗技术在手部热压伤治疗中的临床研究》文中研究说明目的:观察人工真皮两步移植法（two-stage graft,TSG）联合负压创面治疗技术（negative pressure wound therapy,NPWT）与单纯人工真皮两步移植法以及中厚皮片移植法（medium-thickness skin graft,MTSG）修复手部热压伤的临床疗效并进行对比,对人工真皮联合NPWT治疗手部热压伤的临床疗效进行分析,为手部热压伤的治疗提供新方向。资料和方法:收集2015年5月-2018年10月在江苏省苏北人民医院烧伤整形科住院收治的45例符合筛选条件的手部热压伤患者的临床资料,行回顾性分析总结。根据:（1）使用人工真皮联合NPWTⅠ期手术覆盖创面,待人工真皮胶原层血管化后Ⅱ期行自体刃厚皮片移植;（2）单纯使用人工真皮Ⅰ期手术覆盖创面,待人工真皮胶原层血管化后Ⅱ期行自体刃厚皮片移植;（3）单纯自体中厚皮片移植修复,将其分为人工真皮两步移植法联合NPWT组,简称TSG+NPWT组13例,单纯TSG组15例以及MTSG组17例。三组治疗期间均予以创面定期换药、局部或全身抗感染等治疗,术后进行3-12个月的随访并加以对比分析,观察指标包括:（1）TSG+NPWT组和单纯TSG组Ⅰ期手术至Ⅱ期手术的时间间隔;（2）总住院时长;（3）移植自体皮片成活情况;（4）创面细菌培养结果;（5）创面愈后瘢痕评分,采用温哥华瘢痕评分量表（Vancouver scar scale,VSS）评分;（6）供皮区术后瘢痕评分。使用SPSS 16.0行统计学分析。结果:（1）Ⅰ期至Ⅱ期手术时间间隔:TSG+NPWT组Ⅰ期人工真皮移植后,至人工真皮胶原层血管化行Ⅱ期自体刃厚皮片移植术,所需时间为9.46±1.71日,短于单纯TSG组所需时间12.60±1.35日,差异具有统计学意义（P1<0.05）。（2）总住院时长:TSG+NPWT组平均总住院时长22.92±2.87日,单纯TSG组27.07±2.40日,TSG+NPWT组时长短于单纯TSG组,差异具有统计学意义（P1<0.05）。MTSG组平均总住院时长15.44±1.63日,短于TSG+NPWT组平均总住院时长,差异具有统计学意义（P2<0.05）。（3）移植自体皮片成活情况:TSG+NPWT组移植皮片评价为优的共13例,单纯TSG组为10例。TSG+NPWT组等级为优的皮片占比高于单纯TSG组,差异有统计学意义（P1<0.05）。MTSG组与TSG+NPWT组移植皮片成活情况差异无统计学意义（P2>0.05）。（4）创面细菌培养结果:TSG+NPWT组共1例创面细菌培养阳性,单纯TSG组共3例,差异无统计学意义（P1>0.05）。MTSG组共3例创面细菌培养阳性,TSG+NPWT组与MTSG组细菌培养结果差异无统计学意义（P2>0.05）。（5）创面愈后瘢痕评分:TSG+NPWT组创面远期随访,植皮区VSS评分4.08±0.76,单纯TSG组VSS评分4.20±0.94,两组差异无统计学意义（P1>0.05）。MTSG组VSS评分3.31±0.60,低于TSG+NPWT组,差异有统计学意义（P2<0.05）。（6）供皮区术后瘢痕评分:TSG+NPWT组供皮区随访瘢痕评分2.46±1.05,低于MTSG组评分7.82±1.01,差异有统计学意义（P2<0.05）。结论:NPWT能够缩短复合移植Ⅰ期至Ⅱ期手术时间间隔,促进人工真皮血管化进程,缩短总住院时长,提升复合移植的效果。NPWT联合人工真皮两步移植法修复手部热压伤创面,供皮区损伤小,愈合后手部外观恢复满意,在临床运用具有可行性。
闫洪涛[9]（2019）在《准静态平面均匀流场结构条件的优化及组织工程真皮和游离皮片培养效果的初步评价》文中研究表明研究背景在组织工程领域,最常见最简单的工程化组织培养方法是沿用传统的静态培养方式。然而,由于营养、代谢产物交换存在障碍,长期的静态培养导致细胞活力下降并影响构建物中心区域细胞外基质形成。近来的研究表明灌注生物反应器可以使培养基渗透进入支架材料的孔网,解决构建物营养扩散受限的问题。灌注生物反应器的另外一个关键的优势是,液流对构建物中细胞施加了一定的机械应力,刺激诱导细胞外基质的合成,同时对细胞的表型和分化也起到了一定的调控作用。尽管目前已有多种灌注生物反应器用于组织工程领域,包括骨、软骨、心肌和血管的体外构建和培养,但组织工程皮肤的培养要求不同于其它组织,我们通过文献分析总结出了其基本要求是需要满足气液界面和低剪切力,并要保持流场的均匀性。为此我们设计制作了准静态平面均匀流场,用于培养出一致性较好的的组织工程皮肤,并能够通过迭盘式设计提高培养效率,可实现规模化生产。更为重要的是,这种培养条件还可用于游离皮片的培养,通过对组织工程皮肤、游离皮片的培养研究,模拟体内细胞的生长环境,能够进一步研究细胞生长代谢与器官发育过程、皮肤疾病发病机制、药物作用机制,以及新药开发、建立创伤愈合模型及肿瘤模型等。如何根据皮肤组织的生长发育特点摸索出适宜的培养条件,延长皮肤组织的体外培养时间,建立稳定的皮肤器官模型,为皮肤发育过程、疾病模型、药物筛选和开发提供重要的实验研究手段,是本课题亟待解决的关键问题。在本课题中,我们以前期成功建立的准静态平面均匀流场为基础,先后培养了组织工程真皮,新生鼠皮片及人包皮片,逐步提高培养难度,探索并优化了本流场的操作条件,证实本流场培养条件不仅可用于工程化皮肤组织的培养,而且可用天然皮肤组织的培养,对皮肤组织的生长发育、皮肤疾病研究提供了较好的应用前景。研究内容1.采用计算流体动力学（CFD）方法优化准静态平面均匀流场的结构参数,制作准静态平面流场的培养条件,理论分析比较不同流速条件下流场的均匀性情况,筛选出适宜的理论灌注流速。进而通过培养组织工程真皮组织,验证理论分析的流场均匀性是否与实验结果一致,并摸索出适宜的实验灌注速度。2.摸索准静态平面均匀流场的应用条件,在适宜灌注条件下对比观察静态培养与灌注培养时新生鼠皮片及人包皮皮片的存活指标及存活时间。3.比较准静态平面均匀流场条件下不同灌注流速对人来源皮肤标本的存活影响,并初步探讨培养稍大游离皮片的存活情况,为进一步建立离体皮肤培养模型提供实验依据。材料方法1.通过CFD模拟方法优化准静态平面均匀流场的结构设计;从人包皮组织分离成纤维细胞,制备复方壳多糖组织工程真皮替代物。每隔48 h收集样本,采用MTT法检测组织工程真皮的细胞活力,通过酶标仪测量葡萄糖和乳酸吸光度值;培养8天时,利用Hoechst 33342/PI双染法来检测死活细胞比例,通过测量羟脯氨酸的吸光度值测定胶原含量,通过高敏度小张力膜状生物材料力学检测装置进行组织工程真皮张力检测,应用H&E染色观察评价组织工程皮肤内的成纤维细胞的形态和分布情况。2.将4mm新生鼠游离皮片分别置于准静态平面均匀流场及静态培养板中进行培养,于3,6,9,12天时间点进行取材。利用H&E染色、PAS染色、PSR（天狼猩红）染色观察游离皮片形态结构的完整性,以及基底膜、表皮厚度、细胞数目及真皮胶原纤维、细胞数目的变化情况;利用免疫组化染色检测皮片标本中CK10及PCNA的表达情况;再利用TUNEL法检测游离皮片中细胞的凋亡情况。3.将4mm人正常包皮游离皮片置于准静态平面均匀流场中,分别以两种不同灌注流速进行培养,于3,6,9,12天时间点进行取材。利用肉眼观察皮肤性状,利用H&E染色、PAS染色和VG染色观察皮片形态结构的完整性,以及基底膜、细胞形态及真皮胶原纤维的变化情况;利用TUNEL法检测了两组皮片中细胞凋亡的变化情况。利用溶解氧测量仪模拟测量两组不同灌注频次培养基中溶解氧的含量。然后采用高灌注频次进行7天1cm大小包皮游离皮片的灌注及静态培养,利用免疫荧光检测皮肤基底层未分化的角质形成细胞标记物CK15的表达,利用免疫组化技术检测了细胞增殖指标PCNA的表达,利用TUNEL法检测了标本中的细胞凋亡情况。结果1.CFD模拟研究证实培养盘与层盘底部的间距为2mm时,培养盘下方的营养液体积分数分布较为均匀;培养盘通过设置导流槽,使液流阻力减弱,利于营养液向培养盘渗透而促进营养液的吸收。2.CFD模拟结果显示在灌注流速80ml/min时流场是均匀的、准静态的,是最佳灌注流速,当流速超过400ml/min时流场的均匀性受到破坏。3.采用80ml/min灌注速度培养组织工程真皮,MTT比色法OD值增加幅度显着高于在其他流速和静态培养组。葡萄糖消耗量增加及乳酸生成量增多显着大于其他流速和静态培养组。实验数据表明,在80ml/min的灌注流度是最适合组织工程真皮的体外成熟灌注速度。4.灌注培养8天后,组织工程真皮的MTT结果显示,在同一个层盘中不同位置的细胞存活率无显着差异,H&E及死活细胞染色显示细胞均匀分布在组织工程真皮中,12孔培养板中不同位置组织工程真皮的张力强度及羟脯氨酸含量各组之间比较无统计学差异。这些结果证明准静态平面流场中培养出来的组织工程真皮具有较好的一致性,从而间接证明了准静态平面均匀流场在培养区域内流场的均匀性。5.采用灌注与静态培养新生鼠游离皮片12天,H&E、PAS、PSR染色结果显示灌注培养组皮肤整体形态结构维持完整,皮肤基底膜保持连续性,胶原纤维密度明显增加,与静态培养组比较,分布排列更加规则。6.免疫组化显示CK10在静态培养组新生鼠表皮中呈不完整及弱阳性表达,而在动态培养组中经过12天的培养仍保持强阳性和完整性。7.灌注培养组在12天时,新生鼠皮肤标本仍可见PCNA阳性细胞表达,而静态培养组PCNA表达水平在6天时达到高峰,此后细胞增殖活动明显下降。TUNEL结果显示静态培养组随着时间增加,出现了大量TUNEL阳性细胞,明显多于灌注培养组。8.采用两种灌注频次对人4mm包皮游离皮片进行为期12天的灌注培养,肉眼观察以及H&E、PAS、VG染色结果显示灌注2组（灌注1h,间停5h）皮片呈现坏死特征性变化,细胞核固缩,细胞数量明显减少,表真皮出现严重分离,基底膜结构消,胶原纤维堆积,呈与皮肤平行的水平方向走行。TUNEL细胞凋亡水平检测明显多于灌注1组（灌注4min,间停2min）。9.培养基中溶解氧变化的模拟测量,结果显示高频次灌注流场中溶解氧水平优于低频次灌注。10.采用灌注与静态培养1cm游离包皮皮片7天,H&E染色结果显示灌注培养组更好地保有了皮肤结构及大量的细胞数目;CK15目标标记物更加活跃;PCNA、TUNEL结果显示细胞增值活性较高,凋亡水平较低,明显优于静态培养。结论1.成功构建了能够实现准静态平面均匀流场的层叠培养装置,它可以提供一个均匀、稳定和准静态的平面培养环境,适于组织工程真皮及游离皮片的培养。2.准静态平面均匀流场培养组织工程真皮及游离皮片时优于传统的静态培养方法,它能够促进营养的渗透,适于多种不同来源皮肤组织器官的体外培养及较长时间的保存,为建立一种游离皮片的体外培养模型提供了一个新的研究手段。
王晓静,王国伟,惠光艳,赵铱民[10]（2017）在《组织工程化皮肤:从形态和功能安全替代的前景》文中进行了进一步梳理背景:组织工程学是近年来迅速发展起来的一门新学科,涉及皮肤,角膜、骨、软骨、肌腱等多个领域,组织工程化皮肤为近年年的研究热点,组织工程化皮肤为临床解决皮肤缺损的修复提供了良好的前景。目的:综述近年来组织工程化皮肤研究新进展。方法:由第一作者用计算机检索Medline数据库（1996年至2017年）,检索词为"Epidermis;dermis;tissue engineered skin",语言设定英文,从表皮和真皮皮肤替代物对该领域的最新研究现状进行综述,探讨皮肤组织工程目前存在的问题及未来发展方向。结果与结论:纳入文献65篇。复合皮肤替代物虽然包括了表皮与真皮两层结构,但缺乏毛囊、汗腺和皮脂腺等皮肤附属器。如何解决组织工程化皮肤缺少附属器的问题,仍是目前皮肤组织工程研究的热点和重要方向。组织工程化皮肤的构建要在短时间内,生产出能够永久覆盖的皮肤替代物,并可将黑色素细胞和朗格罕氏细胞构建入组织工程皮肤替代物结构中去。现存的生物组织工程皮肤替代物既无法从形态上也无法从功能上完全替代皮肤组织,还需未来进行深入研究。
二、组织工程化皮肤研究进展（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、组织工程化皮肤研究进展（论文提纲范文）
（1）组织工程弹性软骨构建及MRI T2 mapping无创监测体内转归的研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 前言 |
| 第一部分 组织工程弹性软骨构建及在体实验研究 |
| 研究背景 |
| 第一章 基于兔耳软骨细胞-丝素蛋白支架体外构建组织工程弹性软骨的研究 |
| 一、实验方法 |
| 二、实验结果 |
| 三、讨论 |
| 第二章 组织工程弹性软骨在家兔皮下的成熟与转归 |
| 一、实验方法 |
| 二、实验结果 |
| 三、讨论 |
| 小结 |
| 第二部分 MRI T2 mapping无创监测组织工程弹性软骨在体转归的实验研究 |
| 研究背景 |
| 技术路线 |
| 一、实验方法 |
| 二、实验结果 |
| 三、讨论 |
| 四、小结 |
| 全文结论 |
| 参考文献 |
| 文献综述 耳廓软骨组织工程研究进展 |
| 参考文献 |
| 中英文缩略语表 |
| 致谢 |
| 博士期间发表文章 |
（2）异种脱细胞动脉基质修复猪肝外胆道缺损及良性狭窄的机制研究（论文提纲范文）
| 缩略词表 |
| 第一部分 猪肝外胆道缺损及良性狭窄的修复机制研究 |
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 前言 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 第二部分 再细胞化脱细胞动脉基质的制备及修饰 |
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 前言 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 综述 组织工程化胆管研究进展 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间获得的学术成果 |
| 致谢 |
（3）基于GelMA的光交联型人脱细胞羊膜复合水凝胶的制备及其在口腔黏膜缺损修复中的应用研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 引言 |
| 第一部分 光交联型脱细胞羊膜(dHAMMA)的制备及表征分析 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 本章小结 |
| 第二部分 GelMA/dHAM、GelMA-dHAMMA复合水凝胶的构建和表征 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 本章小结 |
| 第三部分 GelMA-dHAMMA复合水凝胶支架体外对人成纤维细胞增殖和转化的影响 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 本章小结 |
| 第四部分 GelMA-dHAMMA复合水凝胶成血管能力的研究 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 小结 |
| 第五部分 GelMA-dHAMMA复合水凝胶修复口腔黏膜组织缺损的研究 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 本章小结 |
| 第六部分 结语 |
| 参考文献 |
| 综述: GelMA水凝胶的临床前研究进展 |
| 参考文献 |
| 中英文缩略词表 |
| 攻读博士学位期间公开发表的论着、专利及科研成果 |
| 致谢 |
（4）共混改性脂肪族聚酯基组织工程支架材料的3D打印和表征研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 组织工程的三要素 |
| 1.1.1 种子细胞 |
| 1.1.2 生长因子 |
| 1.1.3 支架材料 |
| 1.2 组织工程支架材料 |
| 1.2.1 良好的生物相容性 |
| 1.2.2 适宜的生物可降解性 |
| 1.2.3 有效的表面活性 |
| 1.2.4 良好的结构相容性 |
| 1.2.5 良好的力学性能 |
| 1.3 组织工程支架材料的分类及应用 |
| 1.3.1 天然生物材料 |
| 1.3.2 人工合成高分子材料 |
| 1.3.3 复合材料 |
| 1.4 组织工程多孔支架材料的制备方法 |
| 1.4.1 传统制备方法 |
| 1.4.2 组织工程支架材料的3D打印 |
| 1.5 脂肪族聚酯基组织工程支架材料的研究进展 |
| 1.5.1 脂肪族聚酯材料简介 |
| 1.5.2 常用于组织工程支架材料构建的脂肪族聚酯材料 |
| 1.5.3 脂肪族聚酯类复合材料 |
| 1.5.4 脂肪族聚酯材料在3D打印成型中存在的问题 |
| 1.5.5 基于组织生物力学的脂肪族聚酯基支架材料的制备 |
| 1.6 耳廓软骨组织工程支架材料存在的问题 |
| 1.7 课题的提出和主要研究内容 |
| 参考文献 |
| 第二章 PLCL/PLLA复合材料的制备与表征 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 试剂和仪器 |
| 2.2.1 试剂 |
| 2.2.2 仪器设备 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 PLCL/PLLA复合材料的制备 |
| 2.3.2 PLCL/PLLA复合材料的性能测试及表征 |
| 2.3.2.1 1H-NMR分析 |
| 2.3.2.2 热失重分析(TGA) |
| 2.3.2.3 差示扫描量热(DSC)分析 |
| 2.3.2.4 动态热力学分析(DMA) |
| 2.3.2.5 SEM分析 |
| 2.3.2.6 力学性能测试 |
| 2.3.2.7 动态流变学测试 |
| 2.3.2.8 统计学方法 |
| 2.4 实验结果 |
| 2.4.1 PLCL/PLLA复合材料的组分分析 |
| 2.4.2 PLCL/PLLA复合材料的热稳定性和热力学行为 |
| 2.4.3 PLCL/PLLA复合材料的微观形貌和力学行为 |
| 2.4.4 PLCL/PLLA复合材料的动态流变性能 |
| 2.5 讨论 |
| 2.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第三章 PLCL/PLLA复合支架的3D打印与表征 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 试剂和仪器 |
| 3.2.1 试剂 |
| 3.2.2 仪器设备 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 支架结构的设计 |
| 3.3.2 PLCL/PLLA支架材料的制备 |
| 3.3.3 3D打印PLCL/PLLA复合支架的性能测试及表征 |
| 3.3.3.1 宏观形貌分析 |
| 3.3.3.2 微观形貌分析 |
| 3.3.3.3 收缩率检测 |
| 3.3.3.4 力学性能测试 |
| 3.3.3.5 体外降解测试 |
| 3.3.3.6 体外降解过程的形貌变化 |
| 3.4 实验结果 |
| 3.4.1 无边框结构的支架模型 |
| 3.4.2 PLCL/PLLA复合支架的形貌 |
| 3.4.3 PLCL/PLLA复合支架的收缩率 |
| 3.4.4 PLCL/PLLA复合支架的力学性能 |
| 3.4.5 PLCL/PLLA复合支架的体外降解行为 |
| 3.5 讨论 |
| 3.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第四章 PLCL/PCL复合材料的制备和表征 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 试剂和仪器 |
| 4.2.1 试剂 |
| 4.2.2 仪器设备 |
| 4.3 实验方法 |
| 4.3.1 PLCL/PCL复合材料的制备 |
| 4.3.2 PLCL/PCL复合材料的性能测试及表征 |
| 4.3.2.1 1H-NMR分析 |
| 4.3.2.2 TGA |
| 4.3.2.3 DSC分析 |
| 4.3.2.4 DMA |
| 4.3.2.5 SEM分析 |
| 4.3.2.6 力学性能测试 |
| 4.3.2.7 动态流变测试 |
| 4.3.2.8 统计学方法 |
| 4.4 实验结果 |
| 4.4.1 PLCL/PCL复合材料的组分分析 |
| 4.4.2 PLCL/PCL复合材料的热稳定性和热力学行为 |
| 4.4.3 PLCL/PCL复合材料的微观形貌和力学行为 |
| 4.4.4 PLCL/PCL复合材料的动态流变性能 |
| 4.5 讨论 |
| 4.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第五章 PLCL/PCL复合支架的3D打印与表征 |
| 5.1 前言 |
| 5.2 试剂和仪器 |
| 5.2.1 试剂 |
| 5.2.2 仪器设备 |
| 5.3 实验方法 |
| 5.3.1 模型支架结构的设计 |
| 5.3.2 PLCL/PCL模型支架的3D打印 |
| 5.3.3 3D打印PLCL/PCL模型支架的性能测试与表征 |
| 5.3.3.1 宏观形貌分析 |
| 5.3.3.2 微观形貌分析 |
| 5.3.3.3 收缩率检测 |
| 5.3.3.4 力学性能测试 |
| 5.3.4 耳廓软骨支架的3D打印 |
| 5.3.5 PLCL/PCL复合支架的耳软骨细胞相容性研究 |
| 5.3.5.1 兔耳廓软骨细胞(RECs)的分离与培养 |
| 5.3.5.2 软骨细胞在支架材料上的活/死染色观察 |
| 5.3.5.3 软骨细胞在支架材料上的形态分析 |
| 5.3.5.4 软骨细胞在支架材料上的活力检测 |
| 5.4 实验结果 |
| 5.4.1 无边框结构的支架模型 |
| 5.4.2 PLCL/PCL复合支架的形貌 |
| 5.4.3 PLCL/PCL复合支架的收缩率 |
| 5.4.4 PLCL/PCL复合支架的力学性能 |
| 5.4.5 耳廓软骨支架的打印成型 |
| 5.4.6 耳软骨细胞接种于PLCL/PCL复合支架后的活/死染色 |
| 5.4.7 耳软骨细胞接种于PLCL/PCL复合支架后的细胞形态 |
| 5.4.8 耳软骨细胞接种于PLCL/PCL复合支架后的细胞活力 |
| 5.5 讨论 |
| 5.6 本章小结 |
| 参考文献 |
| 全文总结 |
| 在学期间发表论文 |
| 致谢 |
（5）弹性纤维相关组分在工程化软骨组织中的表达及作用研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 前言 |
| 第一章 工程化软骨与人耳软骨组织弹性纤维相关组分mRNA及蛋白表达差异 |
| 第二章 弹性纤维相关组分过表达对弹性纤维组装相关基因表达的影响 |
| 第三章 耳软骨细胞中过表达LOX及FBN1对软骨细胞表型及基质形成的影响 |
| 全文总结 |
| 参考文献 |
| 综述 弹性纤维的组装的研究进展 |
| 参考文献 |
| 英文缩略词表 |
| 致谢 |
（6）光响应型组织黏附性水凝胶用于软组织修复再生的研究（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 缩略词 |
| 绪论 |
| 第一章 光响应型组织黏附性水凝胶用于软骨缺损修复 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 实验试剂和仪器 |
| 1.2.1 材料和试剂 |
| 1.2.2 实验动物 |
| 1.2.3 相关试剂的配制 |
| 1.3 实验方法 |
| 1.3.1 合成GelMA和ODex |
| 1.3.2 合成光引发剂苯基-2,4,6-三甲基苯甲酰基次膦酸锂(LAP) |
| 1.3.3 傅立叶变换红外光谱(FTIR)检测合成的材料 |
| 1.3.4 制备GelMA和GelMA-ODex-Gelatin(M-O-G)水凝胶 |
| 1.3.5 扫描电镜观察分析 |
| 1.3.6 水凝胶的溶胀比测试 |
| 1.3.7 流变力学测试 |
| 1.3.8 力学性质评价 |
| 1.3.9 乳附爆破力测试 |
| 1.3.10 细胞包裹和增殖实验 |
| 1.3.11 细胞粘附实验 |
| 1.3.12 细胞划痕实验 |
| 1.3.13 体内水凝胶降解实验 |
| 1.3.14 骨软骨缺损修复实验 |
| 1.3.15 兔子膝关节样本的ICRS评估 |
| 1.3.16 Safranin-O染色 |
| 1.3.17 免疫组织化学 |
| 1.3.18 软骨修复力学测试 |
| 1.3.19 统计学分析 |
| 1.4 实验结果 |
| 1.4.1 合成ODex和GelMA并表征 |
| 1.4.2 制备和表征GelMA和M-O-G水凝胶 |
| 1.4.3 不同浓度的GelMA和M-O-G水凝胶的力学特性 |
| 1.4.4 不同浓度的GelMA和M-O-G水凝胶的组织整合性 |
| 1.4.5 评估GelMA-75和M-O-G-75水凝胶的生物相容性和降解性 |
| 1.4.6 用GelMA-75和M-O-G-75水凝胶进行体内软骨缺损修复 |
| 1.5 讨论 |
| 第二章 超快速光响应型组织黏附性水凝胶用于出血状态下的心脏缺损修复 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验试剂和仪器 |
| 2.2.1 材料和试剂 |
| 2.2.2 实验仪器及材料 |
| 2.2.3 实验动物 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 NB和HA-NB的合成 |
| 2.3.2 GelMA的合成 |
| 2.3.3 光引发剂LAP的合成 |
| 2.3.4 不同水凝胶的制备 |
| 2.3.5 黏附机理研究 |
| 2.3.6 SEM分析 |
| 2.3.7 水凝胶溶胀率(SR)测定 |
| 2.3.8 水凝胶流变力学测试 |
| 2.3.9 黏附爆破力测试 |
| 2.3.10 黏合强度测试 |
| 2.3.11 剥离附着力测试 |
| 2.3.12 体外剪切力测试 |
| 2.3.13 压缩力学测试 |
| 2.3.14 水凝胶细胞毒性验证 |
| 2.3.15 细胞增殖实验 |
| 2.3.16 细胞黏附实验 |
| 2.3.17 水凝胶体内降解 |
| 2.3.18 水凝胶体内生物相容性评估 |
| 2.3.19 兔肝脏和动脉的体内止血 |
| 2.3.20 猪颈动脉和心脏止血实验 |
| 2.3.21 心肌酶谱分析 |
| 2.3.22 统计学分析 |
| 2.4 实验结果 |
| 2.4.1 GelMA/HA-NB/LAP水凝胶的合成及物理表征 |
| 2.4.2 GelMA/HA-NB/LAP水凝胶的黏附力和机械强度研究 |
| 2.4.3 水凝胶与组织之间的黏附机理探究 |
| 2.4.4 评估GelMA/HA-NB/LAP水凝胶的体外生物相容性 |
| 2.4.5 评估GelMA/HA-NB/LAP水凝胶的体内降解性能和生物相容性 |
| 2.4.6 兔子的肝和股动脉出血止血 |
| 2.4.7 猪的颈动脉和心脏出血止血 |
| 2.4.8 猪的生理指标检测 |
| 2.5 讨论 |
| 第三章 3D打印超快速光响应型组织黏附性水凝胶用于皮肤缺损的复杂结构修复 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验试剂和仪器 |
| 3.2.1 材料和试剂 |
| 3.2.2 实验仪器及材料 |
| 3.2.3 实验动物 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 NB和HA-NB的合成 |
| 3.3.2 GelMA的合成 |
| 3.3.3 光引发剂的合成 |
| 3.3.4 不同水凝胶的制备 |
| 3.3.5 流变力学测试 |
| 3.3.6 压缩力学测试 |
| 3.3.7 基于DLP的3D打印 |
| 3.3.8 活/死染色和细胞活力测定 |
| 3.3.9 细胞迁移和增殖测定 |
| 3.3.10 体内生物相容性评估 |
| 3.3.11 皮肤刺激性分析对人造FLS防御功能的评估 |
| 3.3.12 大鼠全层皮肤缺损再生实验 |
| 3.3.13 猪全层皮肤缺损再生实验 |
| 3.3.14 组织学评估 |
| 3.3.15 透射电子显微镜(TEM)分析 |
| 3.3.16 皮肤成熟度定量 |
| 3.3.17 统计分析 |
| 3.4 实验结果 |
| 3.4.1 仿生生物墨水GelMA/HA-NB/LAP的力学性能表征 |
| 3.4.2 基于DLP的3D打印具有复杂结构的仿生皮肤 |
| 3.4.3 最佳仿生皮肤下层结构孔径的筛选 |
| 3.4.4 仿生皮肤支架的体外生物相容性评估 |
| 3.4.5 仿生皮肤支架对细胞迁移的影响 |
| 3.4.6 生物墨水的体内生物相容性评估 |
| 3.4.7 仿生皮肤支架在大鼠全层皮肤缺损模型中的应用 |
| 3.4.8 仿生皮肤支架在猪全层皮肤缺损模型中的应用 |
| 3.5 讨论 |
| 总结 |
| 参考文献 |
| 综述 可注射水凝肢用于软组织修复再生的研究进展 |
| 参考文献 |
| 作者简历及在读期间所取得的科研成果 |
（7）基于两种生物支架材料的3D OMM的构建及其效果评价（论文提纲范文）
| 中英文缩略词索引 |
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 前言 |
| 第一部分 HGF与HOK的体外培养及3D结缔组织模型的构建 |
| 引言 |
| 1.1 材料 |
| 1.2 方法 |
| 1.3 结果 |
| 1.4 讨论 |
| 1.5 小结 |
| 第二部分 针对Matrigel支架材料组织切片方法的改良 |
| 引言 |
| 2.1 材料 |
| 2.2 方法 |
| 2.3 结果 |
| 2.4 讨论 |
| 2.5 小结 |
| 第三部分 两种不同生物支架材料构建3D OMM的效果对比 |
| 引言 |
| 3.1 材料 |
| 3.2 方法 |
| 3.3 结果 |
| 3.4 讨论 |
| 3.5 小结 |
| 全文总结 |
| 参考文献 |
| 综述 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
（8）人工真皮联合负压创面治疗技术在手部热压伤治疗中的临床研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 前言 |
| 资料和方法 |
| 1.1 材料 |
| 1.2 病例来源及分组 |
| 1.3 处理方法 |
| 1.4 观察指标 |
| 1.5 统计学方法 |
| 结果 |
| 2.1 TSG+NPWT组 |
| 2.2 单纯TSG组 |
| 2.3 MTSG组 |
| 2.4 Ⅰ期至Ⅱ期手术时间间隔及总住院时长 |
| 2.5 移植皮片成活情况 |
| 2.6 创面细菌培养结果 |
| 2.7 创面及供皮区远期随访瘢痕评分 |
| 典型病例 |
| 3.1 典型病例一 |
| 3.2 典型病例二 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 附录 |
| 参考文献 |
| 组织工程技术在整形外科领域的应用进展 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间发表论文情况 |
| 致谢 |
（9）准静态平面均匀流场结构条件的优化及组织工程真皮和游离皮片培养效果的初步评价（论文提纲范文）
| 英文缩写一览表 |
| 英文摘要 |
| 中文摘要 |
| 第一章 前言 |
| 第二章 准静态平面均匀流场的优化与单层组织工程皮肤的培养应用 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 材料与方法 |
| 2.3 实验结果 |
| 2.4 讨论 |
| 第三章 准静态平面均匀流场条件下游离鼠皮皮肤的体外培养研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 材料与方法 |
| 3.3 实验结果 |
| 3.4 讨论 |
| 第四章 准静态平面均匀流场条件下人包皮皮肤的体外培养研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 材料与方法 |
| 4.3 实验结果 |
| 4.4 讨论 |
| 全文总结 |
| 参考文献 |
| 文献综述 三维类器官培养生物学和疾病实验应用模型 |
| 参考文献 |
| 攻读期间发表的文章 |
| 致谢 |
（10）组织工程化皮肤:从形态和功能安全替代的前景（论文提纲范文）
| 文章快速阅读: |
| 文题释义: |
| 0引言Introduction |
| 1 资料和方法Data and methods |
| 1.1 资料来源 |
| 1.2 纳入和排除标准 |
| 1.3 文献质量评估 |
| 2 结果Results |
| 2.1 表皮替代物 |
| 2.2 真皮替代物 |
| 2.2.1 生物材料 |
| 2.2.2 构建或人造的生物材料 |
| 2.2.3 合成材料 |
| 3 小结Conclusion |
四、组织工程化皮肤研究进展（论文参考文献）
- [1]组织工程弹性软骨构建及MRI T2 mapping无创监测体内转归的研究[D]. 杨国珺. 北京协和医学院, 2021(02)
- [2]异种脱细胞动脉基质修复猪肝外胆道缺损及良性狭窄的机制研究[D]. 冯世明. 昆明医科大学, 2021(02)
- [3]基于GelMA的光交联型人脱细胞羊膜复合水凝胶的制备及其在口腔黏膜缺损修复中的应用研究[D]. 张强. 苏州大学, 2020(06)
- [4]共混改性脂肪族聚酯基组织工程支架材料的3D打印和表征研究[D]. 王自强. 北京协和医学院, 2020(05)
- [5]弹性纤维相关组分在工程化软骨组织中的表达及作用研究[D]. 董可欣. 北京协和医学院, 2020(05)
- [6]光响应型组织黏附性水凝胶用于软组织修复再生的研究[D]. 周飞飞. 浙江大学, 2020(01)
- [7]基于两种生物支架材料的3D OMM的构建及其效果评价[D]. 胡勤. 福建医科大学, 2019(07)
- [8]人工真皮联合负压创面治疗技术在手部热压伤治疗中的临床研究[D]. 卓璐凯. 大连医科大学, 2019(04)
- [9]准静态平面均匀流场结构条件的优化及组织工程真皮和游离皮片培养效果的初步评价[D]. 闫洪涛. 中国人民解放军陆军军医大学, 2019(03)
- [10]组织工程化皮肤:从形态和功能安全替代的前景[J]. 王晓静,王国伟,惠光艳,赵铱民. 中国组织工程研究, 2017(16)