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随着胶原蛋白被大家所接受，它神奇的效果也逐渐显现出来，被成为“皮肤软黄金”。但是，这里却长期有一个被大家忽视的误区，并不是所有的胶原蛋白都能成为“黄金”。按照分子量的大小来说，胶原蛋白可以分为三个级别，分别是大分子胶原蛋白，小分子胶原蛋白和纳米胶原蛋白。只有分子量最小，效果最好的纳米纳米修复型胶原蛋白才能成为“皮肤软黄金”。
目前许多人习惯将纳米胶原蛋白称为修复型胶原蛋白，原因在于纳米胶原是微小分子，能够渗透肌肤底层，达到修复受损胶原蛋白纤维网的作用。而一般市面上的普通胶原蛋白（单位为）大多为原料粉胶原，是大分子，根本无法渗透到肌肤的真皮层，何谈修复呢？只有纳米胶原（单位为500左右）无需经过胃部和小肠即可被本人体吸收。以渗透的方式达到补充胶原蛋白的作用。
一、纳米修复型胶原蛋白相比普通胶原蛋白的优势：
1.全吸收率 纳米胶原蛋白催生了比小分子胶原蛋白更小的分子量，更易被人体吸收。可由肌肤直接渗透吸收，直入肌肤底层，发挥修复赋活功效。 胶原，是大分子，根本无法渗透到肌肤的真皮层，何谈修复呢？只有纳米胶原（单位为500左右）无需经过胃部和小肠即可被本人体吸收。以渗透的方式达到补充胶原蛋白的作用。
2.强修复力 小分子胶原蛋白只能作用于肌肤表层，对肌底修复再生的效果甚微。纳米胶原蛋白才能渗透至肌底胶原蛋白纤维层，修复受损肌肤的皮下弹力纤维网，还原肌肤健康状态。
3.有效抗衰驻颜 人体无时无刻在流失胶原蛋白，尤其是过了25岁以后流失量加速，这时从体外把流失的胶原蛋白补充回来，自然会起到一系列美肤功效。如今市面上胶原蛋白鱼龙混杂，真正有驻颜抗衰老效果的产品真是少之又少，经试验证明，纳米胶原凭借着纳米微分子可以成功渗透皮下真皮层修补胶原蛋白纤维网，从而有效提拉紧致驻颜抗衰老。
二、纳米胶原蛋白因为是小肽，可以不被胃部吸收即可被人体吸收，属于渗透式，因此纳米胶原蛋白可有效的减少了机体对胶原蛋白在消化过程中的消耗率，美肤的效果也会更明显。一般纳米胶原有如下效果：
1.营养性：纳米胶原可以充分为皮肤细胞提供营养物质，使皮肤中胶原蛋白纤维网的含量更为充足，为皮肤角质层提供水分，也可以加速受损细胞的分裂生长，促进伤口的愈合。改善微循环，延缓衰老。
2.补水能力：纳米胶原又称“水胶原”，原因在于纳米胶原本身有很强的亲水性，长期放置外部空间可迅速吸收空气中的水分。长期服用，补充胶原蛋白，可有效为皮肤真皮层源源不断提供水分。
3.安全性：纳米胶原，10：1的比例从原料粉中萃取而出，因此含量很高，纯度很高，无副作用，无激素无毒害。
4.强大的修复能力：纳米因为凭借着小分子高含量超渗透吸收，有很强大的修复能力，可与周围的皮肤组织有极好亲合性。在修复受损肌肤组织时，比如说疤痕，皱纹，色斑等有独特的效果。
目前纳米胶原蛋白新肌饮被应用于整形术前术后的修复中，但是最近不少牌子都自称 是修复型胶原蛋白，实际上只有纳米胶原才可以修复肌底起到修复的能力，因此只有纳米胶原蛋白才能被称为修复型胶原蛋白。BIEN胶原蛋白和普通的胶原蛋白粉有区别吗？_百度知道
BIEN胶原蛋白和普通的胶原蛋白粉有区别吗？
我有更好的答案
有区别的，它就是形成蛋白质的原材料。这个产品的效果和见效速度和别家的比简直是好多了！
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登黄鹤楼(崔颢)
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静电纺丝制备胶原蛋白-壳聚糖纳米纤维仿生细胞外基质
东华大学 博士学位论文 静电纺丝制备胶原蛋白-壳聚糖纳米纤维仿生细胞外基质 姓名：陈宗刚 申请学位级别：博士 专业：纺织化学与染整工程 指导教师：卿凤翎;莫秀梅
摘要静电纺丝制备胶原蛋白一壳聚糖纳米纤维仿生细胞外 基质摘要 组织工程是一种将细胞生物学和材料学相结合形成的新兴生物医学技术。目 的是通过活细胞再生天然组织去代替缺损的组织或器官。方法是在外源性细胞外基质（ＥｃＭｓ）中种植细胞组成复合物，在生物反应器中培养扩增，在体外形成新组织后植入患者体内，与组织整合构建新的组织。作为一种再生治疗，它不存在 器官移植中存在的供体短缺和免疫处理等问题，也不存在人造生物材料的生物相 容性差的问题。这些优点无疑会使其在２１世纪医学发展中的占有重要地位。组 织工程的关键也是具有挑战性的一步就是找到合适的外源性细胞外基质来模拟 天然组织中的细胞外基质分子的功能。这种外源性细胞外基质就是由生物相容性 良好和可生物降解的生物材料制备的三维多孔支架。设计外源性ＥＣＭｓ的最佳方 法就是仿生，即模仿天然组织中ＥＣＭｓ分子的结构与功能，将天然ＥＣＭｓ作为支架 使细胞聚集而构建组织，控制组织结构并调控细胞表型。 本课题就是从仿生角度出发，首次通过对生物相容性良好的天然材料胶原蛋 白和壳聚糖的静电纺丝来从组分和结构上仿生天然细胞外基质。首先介绍了静电 纺丝的发展、方法、成丝理论、成丝影响因素以及静电纺纤维的广阔应用前景。通过实验为胶原蛋白一壳聚糖静电纺丝找到了合适的溶剂，即体积比为９／１的六氟异丙醇／三氟乙酸混合溶剂，第一次制备出了胶原蛋白一壳聚糖静电纺纳米纤 维。研究了一些纺丝参数（纺丝电压、给液速率、纺丝距离），纺丝液浓度和壳 聚糖／胶原蛋白不同配比对纺丝结果的影响。发现随着纺丝电压的增大和共混体 系中壳聚糖含量的增加，静电纺纳米纤维的直径总的来说呈减小趋势；随着给液速率的增加和纺丝液浓度的增加，静电纺纤维的直径呈增加趋势。但当壳聚糖所占比重过大时，纺丝过程比较难控制。随着纺丝距离的增加，静电纺纳米纤维的直径总的来说略微有些增加。通过实验还收集到了胶原蛋白一壳聚糖共混静电纺纤维单丝及纤维束，这将对进一步的研究静电纺纤维的性能提供很大帮助。 对不同壳聚糖含量的胶原蛋白一壳聚糖共混静电纺纤维的性能进行了研究。东华人学博。Ｊ－学位论文通过红外光谱分析，发现胶原蛋白和壳聚糖分子问存在一定的相互作用。Ｘ射线 衍射分析显示，在静电纺丝以后，纤维的物相结构发生变化，静电纺纤维更趋向 于无定型态。ＴＧ和ＤＳＣ分析显示了静电纺纤维的热稳定情况，并且ＤＳＣ分析迸一步 验证了胶原蛋白和壳聚糖分子间相互作用的存在。通过对纤维单丝和纤维膜力学 性能的分析，发现随共混体系中壳聚糖含量的变化，其力学性能也发生变化。纤 维单丝的力学性能也进一步验证了胶原蛋白和壳聚糖分子间相互作用的存在。静 电纺纤维膜的孔隙率和表面亲水性随共混组分中壳聚糖含量的增加而增加。 胶原蛋白一壳聚糖静电纺纳米纤维耐水性差，在水溶液中由于有一定的水溶 性而难以保持其纳米纤维的形态，同时，其力学性能也不足够强，为了提高胶原 蛋白一壳聚糖静电纺纤维的耐水性及其力学性能，用戊二醛蒸气作交联剂，在密 闭干燥器中通过戊二醛蒸气挥发对胶原蛋白一壳聚糖共混静电纺纤维膜进行了 交联，并对其性能进行了研究。选择合适的交联时间为２天，扫描电镜观察发现 交联后的纤维膜在３７。Ｃ的去离子水中浸泡４天后依然可以保持良好的纤维形态， 交联效果明显。但由于胶原蛋白和壳聚糖的一些主要官能团相同，交联后的红外 光谱特征峰位置并没有什么变化，通过红外光谱特征峰观察不出胶原蛋白和壳聚 糖分子间交联特征峰的出现。Ｘ射线衍射显示，交联之后的胶原蛋白一壳聚糖共 混静电纺纤维依然保持一种无定型相。ＴＧ和ＤＳＣ分析显示交联后的纤维膜的热 稳定性有一定的提高。研究了交联后纤维膜的干湿态力学性能，并对纤维膜交联 前后的力学性能及于湿态的力学性能进行了比较。研究发现，交联以后纤维膜的 平均断裂强度都有不同程度的提高；而平均断裂延伸度除了纯胶原蛋白和纯壳聚 糖纤维膜的增加之外，共混体系纤维膜的平均断裂延伸度都减小：交联静电纺湿 态纤维膜的断裂延伸度都比干态膜的断裂延伸度有不同程度的提高，但平均断裂 强度则相反，所有湿态纤维膜的断裂强度比干态膜的断裂强度都有不同程度的降低。细胞与基质材料的相互作用是组织工程研究的一个重要领域。本研究从细胞 黏附、铺展、增殖、细胞形态等方面着手，对猪的髋动脉内皮细胞、小鼠的心肌 主动脉平滑肌细胞与胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维材料的细胞相容性进行了研 究，并和盖玻片和细胞培养板的细胞相容性做了比较，得出以下结论。摘要（１）ＭＴＴ法测定细胞黏附情况的结果表明，ｃｈｉｔｏｓａｎ、ｃｈ―ｃｏ一２―８和ｃｈ ―ｃｏ一５―５的细胞黏情况都比较好，细胞黏附量都比细胞培养板高，而ｃｈ―ｃｏ 一８―２和ｃｏｌｌａｇｅｎ则相对差一些。 （２）ＭＴＴ法测定细胞增殖能力的结果表明，无论是对内皮细胞还是平滑肌 细胞，也是材料ｃｈ―ｃｏ一２―８、ｃｈｉｔｏｓａｎ和ｃｈ―ｃｏ一５―５上面的细胞增殖活力比 较强，这些材料上的细胞增殖能力比细胞培养板上的强，而ｃｈ―ｃｏ一８―２和 ｃｏｌｌａｇｅｎ则比较差。 （３）ＳＥＭ显示细胞可以进入纤维膜内部孔隙，进行立体迁移生长。 出现以上现象的原因，则可能是因为除了材料的组分对细胞的黏附和增殖 有很大的影响外，孔隙率也是一个很重要的因素。同时分析了材料的表面形貌、 孔径及孔隙率、表面自由能、表面亲疏水性质、表面电荷性能以及表面生物活性 等因素对细胞黏附、铺展和增殖的影响，分析了生物材料与细胞相互作用的复杂 性。 以上结果显示，胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维是一种细胞相容性良好的生物 材料。虽然研究还处于实验阶段，但为组织工程支架材料的制备和选取，迸一步 开展组织工程化人工器官的研究以及临床应用提供了重要的实验数据和科学依 据。 关键词：胶原蛋白，壳聚糖，静电纺丝，组织工程，仿生，细胞外基质，纳米纤 维，生物相容性Ｉｔ！ＡｂｓｔｔａｃｔＰｒｅｐａｒｉｎｇ Ｃｏｌｌａｇｅｎ―ＣｈｉｔｏｓａｎＮａｎｏｓｃａｌｅ Ｆｉｂｒｏｕｓｂｙ ＥＩｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇＢｉｏｍｉｍｅｔｉｃ ＥｘｔｒａｃｅｉｌａｒＭａｔｒｉｃｅｓＡＢＳＴＲＡＣＴＴｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ｉｓａｎｅｗｌｙ ｅｍｅｒｇｉｎｇ ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ ａｔ ｔｈｅ ｃｏｎｖｅｒｇｅｎｃｅ ｏｆｃｅｌｌ ｂｉｏｌｏｇｙ ａｎｄ ｍａｔｅｒｉａｌ ｓｃｉｅｎｃｅ．Ｔｈｅｏｂｊｅｃｔｉｖｅｏｆ ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ｉｓ ｔｏ ｒｅｇｅｎｅｒａｔｅｏｒｎａｔｕｒａｌ ｔｉｓｓｕｅｓ ｆｒｏｍ ｌｉｖｉｎｇ ｃｅｌｌｓ ｔｏ ｒｅｐｌａｃｅ ｄｅｆｅｃｔｉｖｅｌｏｓｔ ｔｉｓｓｕｅｓａｎｄ ｏｒｇａｎｓ．Ｒｓｔｙｐｉｃａｌ ｍｅｔｈｏｄ ｉｓ ｔｏ ｐｒｏｄｕｃｅ ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ ｔｉｓｓｕｅｓ ｂｙ ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｉｎｇ ｉｓｏｌａｔｅｄ ｌｉｖｉｎｇ ｃｅｌｌｓ ｉｎｔｏ ｐｏｒｏｕｓ ｓｃａｆｆｏｌｄｓ ａｎｄ ｃｒｅａｔｅ ｃｏｎｄｉｔｉｏｎｓ ｄｅｖｅｌｏｐ ｉｎｔｏ ｔｈｅ ｄｅｓｉｒｅｄ ｔｉｓｓｕｅｓｏｒｆｏｒ ｃｅｌｌｓ ｔｏ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｅ，ｏｒｇａｎｉｚｅ 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ｄｉｓｔａｎｃｅａｎｄｔｈｅ ｃｏｎｃｅｎｔｒａｔｉｏｎ ｏｆ ｓｏｌｕｔｉｏｎ ａｎｄ ｂｅｃａｍｅ ｆｉｎｅ ｗｉｔｈ ｔｈｅ ｉｎｃｒｅａｓｅ ｏｆ ｔｈｅ ｖｏｌｔａｇｅｔｏ ｃｏｌｌａｇｅｎ．Ｔｈｅ ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ ｃｏｌｌａｇｅｎ－ｃｈｉｔｏｓａｎ ｓｉｎｇｌｅ ｆｉｂｅｒｓａｎｄ ａｎｄｔｈｅ ｒａｔｉｏ ｏｆ ｃｈｉｔｏｓａｎ ｆｉｂｒｏｕｓｂｕｎｄｌｅｓｗｅｒｅ ａｌｓｏ ｃｏｌｌｅｃｔｅｄ，ｗｈｉｃｈ ｗｏｕｌｄ ｂｅ ｂｅｎｅｆｉｔ ｔｏ ｔｈｅ ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ ｏｆｆｉｂｅｒｓ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｆｕｒｔｈｅｒ． Ｔｈｅ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｔｈｅ ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｅｄ．Ｆｏｕｒｉｅｒｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ ｃｏｌｌａｇｅｎ－ｃｈｉｔｏｓａｎ ｉｎｆｒａｒｅｄｎａｎｏｆｉｂｒｅｓｈａｖｅ ａｌｓｏｂｅｅｎｔｒａｎｓｆｏｒｍｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ（ＦＴＩＲ）ｏｆ ｆｉｂｅｒｓｈａｓ ｐｒｏｖｅｄ ｔｈａｔｉｎｔｅｒｍｏｌｅｃｕｌａｒ ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ ｅｘｉｓｔ ｂｅｔｗｅｅｎ ｃｏｌｌａｇｅｎ ａｎｄ ｃｈｉｔｏｓａｎ．Ｔｈｅ Ｘ―ｒａｙ ｄｉｆｆｒａｃｔｉｏｎ（ＸＲＤ）ｈａｓａｆｔｅｒｓｈｏｗｎ ｃｏｌｌａｇｅｎ，ｃｈｉｔｏｓａｎａｎｄｔｈｅｉｒ ｃｏｍｐｌｅｘ ｆｉｂｅｒｓ ｇｉｖｅ ｔｙｐｉｃａｌ ａｍｏｒｐｈｏｕｓ ｏｆ’ｆｉｂｅｒｓ ｈａｖｅ ｂｅｅｎ ａｎａｌｙｚｅｄ ｂｙｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇ．Ｔｈｅｒｍａｌｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓｔｈｅｒｍｏｇｒａｖｉｍｅｔｒｙ（ＴＧ）ａｎｄｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌｓｃａｎｎｉｎｇｃａｌｏｒｉｍｅｎｔｒｙ（ＤＳＣ）ａｎｄＤＳＣｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｈａｓ ａｌｓｏ ｐｒｏｖｅｄ ｔｈｅ ｅｘｉｓｔｅｎｃｅ ｏｆ ｉｎｔｅｒｍｏｌｅｃｕｌａｒ ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ ｂｅｔｗｅｅｎｃｏｌｌａｇｅｎａｎｄｃｈｉｔｏｓａｎ．Ｔｈｅｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ ｃｏｌｌａｇｅｎ―ｃｈｉｔｏｓａｎ ｓｉｎｇｌｅｆｉｂｅｒ ａｎｄ ｆｉｂｒｏｕｓｍｅｍｂｒａｎｅ ｓｈｏｗ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｗｉｔｈ ｔｈｅ ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ ｏｆ ｃｈｉｔｏｓａｎｃｏｎｔｅｎｔ ｉｎ ｔｈｅ ｅｌｅｃｌｒｏｓｐｕｎｆｉｂｅｒｓ．Ｔｈｅｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｔｈｅ ｓｉｎｇｌｅ ｆｉｂｅｒ ｈａｖｅａｌｓｏｐｒｏｖｅｄ ｔｈｅ ｅｘｉｓｔｅｎｃｅ ｏｆ ｉｎｔｅｒｍｏｌｅｃｕｌａｒ ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ ｂｅｔｗｅｅｎ ｃｏｌｌａｇｅｎ ａｎｄｆｕｒｔｈｅｒ．Ｂｏｔｈ ｔｈｅ ｐｏｒｏｓｉｔｙ ａｎｄ ｔｈｅ ｓｕｒｆａｃｅ ｈｙｄｒｏｐｈｉｌｉｃ ｐｒｏｐｅｒｔｙ ｏｆ ｆｉｂｒｏｕｓ ｉｎｃｒｅａｓｅ ｗｉｔｈ ｔｈｅ ｉｎｃｒｅａｓｅ ｏｆ ｃｈｉｔｏｓａｎ ｃｏｎｔｅｎｔ ｉｎｃｈｉｔｏｓａｎｍｅｍｂｒａｎｅｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎｆｉｂｅｒｓ．Ｔｈｅｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ ｃｏｌｌａｇｅｎ－ｃｈｉｔｏｓａｎ ｎａｎｏｆｉｂｅｒｓ ａｒｅｓｏｈｙｄｒｏｐｈｉｌｉｃ ｔｈａｔ ｔｈｅｙＣａｎ ｂｅｓｏｌｕｂｌｅ ｉｎ ｗａｔｅｒａｎｄ ｎｏｔｋｅｅｐ ｔｈｅ ｆｉｂｅｒ ｆｏｒｍ，ｗｈｉｃｈＣａｎ ｌｉｍｉｔｉｔｓ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．Ｉｎ ｏｒｄｅｒｔｏ ｉｍｐｒｏｖｅ ｂｏｔｈ ｗａｔｅｒ－ｒｅｓｉｓｔａｎｔ ａｂｉｌｉｔｙ ａｎｄｍｅｃｈａｎｉｃａｌｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｎａｎｏｆｉｂｅｒｓ，ｔｈｅ ａｎｄ ｔｉｍｅｆｉｂｒｏｕｓｍｅｍｂｒａｎｅｗａｓ ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄ ｂｙｇｌｕｔａｒａｌｄｅｈｙｄｅ（ＧＴＡ）ｖａｐｏｒｏｆｃｒｏｓｓｌｉｎｋｉｎｇ Ｗａｓ ２ ｄａｙｓ．Ｔｈｅ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｔｈｅ ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄ ｆｉｂｒｏｕｓ ｍｅｍｂｒａｎｅ ｗｅｒｅ ａｌｓｏ ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｅｄｆｕｒｔｈｅｒ．Ｔｈｅｆｉｂｒｏｕｓｆｏｒｍｏｆ ｔｈｅｍｅｍｂｒａｎｅ ｈａｓｂｅｅｎ ｇｒｏｓｓｌｙＶＡｂｓｔｒａｃｔｐｒｅｓｅｒｖｅｄｅｖｅｎａｆｔｅｒ ４ ｄａｙｓ ｓｏａｋｅｄ ｉｎ ３７＂（２ ｄｅｉｏｎｉｚｅｄ ｗａｔｅｒ．ＦＴＩＲ ｓｈｏｗｓ ｔｈａｔ ｔｈｅｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃ ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｂａｎｄｓ ｏｆ ｔｈｅ ｆｉｂｅｒｓ ｂｅｆｏｒｅ ａｎｄ ａｆｔｅｒ ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｉｎｇ ｄｏ ｎｏｔ ｈａｖｅ ｏｂｖｉｏｕｓ ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ ｏｗｉｎｇ ｔｏ ｔｈｅ ｓａｍｅ ｍａｉｎ ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ｇｒｏｕｐｓ ｏｆ ｂｏｔｈ ｃｏｌｌａｇｅｎ ａｎｄ ｃｈｉｔｏｓａｎ．ＸＲＤ ａｎａｌｙｓｅｓ ｓｈｏｗｓ ｔｈｅ ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄ ｆｉｂｅｒｓ ｓｔｉｌｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｔｈｅ ｆｉｂｅｒｓａｒｅ ａｒｅａｍｏｒｐｈｏｕｓ．Ｔｈｅ ｔｈｅｒｍａｌｉｍｐｒｏｖｅｄ ａｆｔｅｒ ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｉｎｇ．Ｔｈｅ ａｖｅｒａｇｅ ｕｌｔｉｍａｔｅ ｔｅｎｓｉｌｅ ｅｎｈａｎｃｅｄ，ｂｕｔ ｔｈｅｓｔｒｅｎｇｔｈ ｏｆ ｔｈｅ ｃｏｌｌａｇｅｎ―ｃｈｉｔｏｓａｎ ｆｉｂｒｏｕｓ ｍｅｍｂｒａｎｅ ｈａｓ ｂｅｅｎ ａｖｅｒａｇｅ ｕｌｔｉｍａｔｅ ｔｅｎｓｉｌｅ ｅｌｏｎｇａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｆｉｂｒｏｕｓ ｉｎｃｒｅａｓｅ ｏｆ ｐｕｒｅ ｃｏｌｌａｇｅｎ ａｎｄｍｅｍｂｒａｎｅｄｅｃｒｅａｓｅｓ ｅｘｃｅｐｔ ｆｏｒ ｔｈｅ ｗｉｔｈ ｔｈｅ ｄｒｙ ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄ ｂｅｔｔｅｒ ｔｅｎｓｉｌｅｅｈｉｔｏｓａｎ ｆｉｂｅｒｓ．Ｃｏｍｐａｒｉｎｇｆｉｂｒｏｕｓ ｍｅｍｂｒａｎｅ，ｔｈｅ ｓｏａｋｅｄ ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄ ｆｉｂｒｏｕｓ ｍｅｍｂｒａｎｅ ｈａｓｅｌｏｎｇａｔｉｏｎ ｂｕｔ ｗｏｒｓｅ ｔｅｎｓｉｌｅ ｓｔｒｅｎｇｔｈ．Ｔｈｅ ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ ｂｅｔｗｅｅｎ ｃｅｌｌｓ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇａｎｄａｒｔｉｆｉｃｉａｌＥＣＭｓｉｓａｎ ｉｍｐｏｒｔａｎｔｏｆｆｉｅｌｄ ｉｎ ｔｉｓｓｕｅ ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎｒｅｓｅａｒｃｈ．Ｉｎｔｈｉｓｐａｐｅｒ，ｔｈｅｂｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙｏｎｔｈｅｃｏｌｌａｇｅｎ―ｃｈｉｔｏｓａｎ ｎａｎｏｆｉｂｒｅｓ ｗａｓ ｔｅｓｔｅｄ ｂｙ ｃｅｌｌ ｃｕｌｔｕｒｅｔｈｅ ｆｉｂｒｏｕｓ ｍｅｍｂｒａｎｅ．Ｔｈｅｐｏｒｃｉｎｅ ｉｌｉａｃ ａｒｔｅｒｙ ｅｎｄｏｔｈｅｌ ｉａｌ ｃｅｌｌｓ ａｎｄ ｔｈｅ ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ａｒｔｅｒｙ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌｓ ｏｆ ｔｈｅ ｍｏｕｓｅ ｗｅｒｅ ｓｅｅｄｅｄｏｎｔｈｅ ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ ｆｉｂｒｏｕｓ ｍｅｍｂｒａｎｅ，ｔｈｅ ｔｉｓｓｕｅ ｃｕｌｔｕｒｅ ｐｌａｔｅｓａｓ（ＴＣＰｓ）ａｎｄｔｈｅｃｏｖｅｒｓｌｉｐｓｃｏｎｔｒｏｌｓ．Ｃｅｌｌｕｌａｒ ａｄｈｅｓｉｏｎ，ｃｅｌｌｕｌａｒ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎａｎｄｃｅｌｌｕｌａｒ ｓｈａｐｅ ａｎｄ ｔｈｅｃｏｖｅｒｏｎｔｈｅ ｆｉｂｅｒｓ ｗｅｒｅ ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｅｄｃａｎａｎｄ ｃｏｍｐａｒｅｄａｓｗｉｔｈ ｔｈｏｓｅｏｎｔｈｅ ＴＣＰｓｓｌｉｐｓ．Ｔｈｅ ｃｏｎｃｌｕｓｉｏｎｓｂｅ ｄｒａｗｎｆｏｌｌｏｗｓ．（１）ＭＴＴ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｂｅｔｔｅｒ ｔｈａｎ ｔｈａｔｏｎｓｈｏｗｓ ｔｈａｔ ｔｈｅ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ ａｄｈｅｓｉｏｎｏｎｔｈｅ ｆｉｂｅｒｓ ｉｓｂｏｔｈ ｔｈｅ ＴＣＰｓａｎｄ ｔｈｅｃｏｖｅｒｓｌｉｐｓ ｗｈｅｎ ｃｈｉｔｏｓａｎ ｃｏｎｔｅｎｔ ｉｓ １ ００％，２０％ａｎｄ ５０％，ｂｕｔｉｔ ｉｓ ｗｏｒｓｅ ａｔ ｃｈｉｔｏｓａｎ ｃｏｎｔｅｎｔ ｏｆ８０％ａｎｄ ０％． ａｎｄ ｓｍｏｏｔｈ（２）Ｍ１ｖｒ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌｓ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎｉｎｄｉｃａｔｅｓ ｔｈａｔ ｂｏｔｈ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎｏｎｆｉｂｒｏｕｓ ｍｅｍｂｒａｎｅ ａｒｅ ｂｅｔｔｅｒ ｔｈａｎ ｔｈａｔｏｎｂｏｔｈ ｔｈｅ ＴＣＰｓａｎｄ ｔｈｅｃｏｖｅｒｓｔｉｌｌ ｉｓ ｓｌｉｐｓ ｗｈｅｎ ｃｈｉｔｏｓａｎ ｃｏｎｔｅｎｔ ｉｓ ２０％１ ００％ａｎｄ ５０％，ｈｏｗｅｖｅｒ，ｉｔｗｏｒｓｅ ａｔ ｃｈｉｔｏｓａｎ ｃｏｎｔｅｎｔ ｏｆ ８０％ａｎｄ ０％．（３）ＳＥＭ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ａｎｄｓｈｏｗｓ ｔｈａｔ ｃｅｌｌｓＣａｎｍｉｇｒａｔｉｏｎ ｉｎｔｏ ｔｈｅ ｆｉｂｒｏｕｓ ｍｅｍｂｒａｎｅｇｒｏｗ ｉｎ ｔｈｅ ｔｈｒｅｅ－ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｓｐａｃｅ。 ｗｉｌｌＴｈｅｒｅｆｏｒｅ，ｔｈｅｒａｔｉｏｏｆ ｃｈｉｔｏｓａｎｔｏｃｏｌｌａｇｅｎａｆｆｅｃｔ ｃｅｌｌ ｇｒｏｗｔｈｏｎｔｈｅＶＩ东华人学博ｌ：学位论文ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ ｃｏｌｌａｇｅｎ―ｃｈｉｔｏｓａｎｆｉｂｒｏｕｓ ｍｅｍｂｍｎｅ，ｍｏｒｅｏｖｅｒ，ｔｈｅ ｐｏｒｏｃｉｔｙ ｉｓ ａｌｓｏｏｎａｎｉｍｐｏｒｔａｎｔ ｆａｃｔｏｒ．Ｔｈｅ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｏｔｈｅｒ ｆａｃｔｏｒｓｃｅｌｌｓ ｇｒｏｗｔｈ ｈａｓ ｂｅｅｎ ａｎａｌｙｚｅｄ，ｓｕｃｈ ｆｒｅｅ ｅｎｅｒｇｙ，ｔｈｅ嬲，ｔｈｅｆｉｂｅｒｓｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｅｓ，ｔｈｅｓｕｒｆａｃｅｓｕｒｆａｃｅｈｙｄｒｏｐｈｉｌｉｃ／ｈｙｄｒｏｐｈｏｂｉｃ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ，ｔｈｅ ｓｕｒｆａｃｅ ｃｈａｒｇｅａｎｄｔｈｅ ｓｕｒｆａｃｅ ｂｉｏａｃｔｉｖｉｔｙ，ｗｈｉｃｈ ｍｅａｎｓ ｔｈｅ ｃｏｍｐｌｅｘｉｔｙ ｏｆ ｔｈｅ ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ ｂｅｔｗｅｅｎ ｃｅｌｌｓ ａｎｄ ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．Ａｓａｒｅｓｕｌｔ，ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ ｃｏｌｌａｇｅｎ－ｃｈｉｔｏｓａｎｆｉｂｒｏｕｓ ｍｅｍｂｒａｎｅｉｓａｐｒｏｍｉｓｉｎｇｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ ｍａｔｅｒｉａｌ．Ｔｈｅ ｒｅｓｅａｒｃｈ ｗｉｌｌ ｐｒｏｖｉｄｅ ｔｈｅ ｄａｔａ ａｎｄ ｔｈｅ ｂａｓｅ ｆｏｒ ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎｃｏｌｌａｇｅｎ－ｃｈｉｔｏｓａｎｃｌｉｎｉｃ．ｆｉｂｒｏｕｓ ｍｅｍｂｒａｎｅ ｔｏ ｂｅ ｓｅｌｅｃｔｅｄａｓｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ｓｃａｆｆｏｌｄ ｉｎＺｏｎｇ―ｇａｎｇＣｈｅｎ（Ｔｅｘｔｉｌｅ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ） ＱｉｎｇＳｕｐｅｒｖｉｓｅｄ ｂｙ Ｐｒｏｆ．Ｆｅｎｇ―ｌｉｎｇＸｉｕ．ｍｅｉ ＭｏＫｅｙｗｏｒｄｓ：ｃｏｌｌａｇｅｎ，ｃｈｉｔｏｓａｎ，ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇ，ｔｉｓｓｕｅ ｅｘｔｒａｃｅｌｌａｒｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，ｂｉｏｍｉｍｅｔｉｃ，ｍａｔｒｉｃｅｓ，ｎａｎｏｆｉｂｅｒ，ｂｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙＶＩＩ东乍人学博‘ｌ：学位论文图索引图ｌ―ｌ胶原纤维中原胶原蛋白分子的排列……………………………………５ 图１―２壳聚糖结构式……………………………………………………………１０ 图２一ｌ静电纺丝和静电喷涂过程示意图………………………………………２３ 图２―２标准静电纺丝机示意图…………………………………………………２４ 图２―３用于工业化规模的静电纺丝设备一纳米蜘蛛…………………………２４ 图２―４静电纺丝示意图…………………………………………………………２４ 图２―５甘油的静电纺射流………………………………………………………２６ 图２―６静电纺丝稳定和不稳定射流……………………………………………２６ 图３一ｌ静电纺单丝及纤维束收集示意图………………………………………４２ 图３―２胶原蛋白的六氟异丙醇溶液静电纺丝扫描电镜照片…………………４３图３―３壳聚糖／六氟异丙醇溶液静电纺丝扫描电镜照片……………………４４图３―４ ５．５％的胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维扫描电镜照……………………４４ 图３―５ ４．６％的胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维扫描电镜照片…………………４５ 图３―６ ８％的胶原蛋白静电纺纤维扫描电镜照片………………………………４５ 图３―７ ３％的壳聚糖静电纺纤维扫描电镜照片…………………………………４６ 图３―８ ８％的胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维扫描电镜照片……………………４６图３―９壳聚糖最高纺丝浓度与三氟乙酸含量的关系…………………………４７ 图３一ｌＯ胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维扫描电镜照片………………………４８ 图３一ｌｌ胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维扫描电镜照片………………………４９ 图３一１２胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维扫描电镜照片………………………５ｌ 图３一１３胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维扫描电镜照片及纤维直径分布直方图……………………?………………………………………………………－－５３ 图３一１４纤维平均直径与电压的关系…………………………………………５５图３一１５胶原蛋白～壳聚糖静电纺纤维扫描电镜照片及纤维直径分布直方ｌ羽……………………………………??………………………………………?５６图３一１６纤维平均直径与给液速率的关系……………………………………５７ 图３―１７胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维扫描电镜照片及纤维直径分布直方幽索?】图…………一……”…”………………………………“”………”“”……“５８ 图３一１８纤维平均直径与纺丝距离的关系………………………………………６０ 图３―１９胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维扫描电镜照片及纤维直径分布直方 图…………?……?……?………?……………………………………………”６０ 图３―２０纤维平均直径与纺丝溶液浓度的关系………………………………６ｌ 图３―２１胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维扫描电镜照片及纤维直径分布直方 图……………………………………………………………??………………?６２ 图３―２２纤维平均直径与纤维中壳聚糖含量的关系……………………………６３ 图３―２３纤维在两条平行带之间的沉积机理……………………………………６４图３―２４胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维单丝的扫描电镜照片…………………６６ 图３―２５胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维束的扫描电镜照片……………………６７图４―１胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维单丝的力学性能测试模拟图…………７１ 图４―２试样被固定在拉伸测试仪上的实物图…………………………………７２ 图４―３静电纺纤维膜拉伸性能测试纸板和试样模型…………………………７３ 图４―４胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维膜电镜照片及光学照片………………７４ 图４―５胶原蛋白的红外光谱……………………………………………………７５ 图４―６壳聚糖的红外光谱………………………………………………………７６ 图４―７胶原蛋白和壳聚糖浇铸膜及静电纺纤维红外光谱……………………７６图４～８胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维的红外光谱……………………………７７图４―９胶原蛋白的Ｘ射线衍射图谱……………………………………………７９ 图４一１０壳聚糖的Ｘ射线衍射图谱………………………………………………８０图４―１ｌ胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维的Ｘ射线衍射图谱……………………８０ 图４一１２胶原蛋白和壳聚糖原材料的ＴＧ―ＤＴＧ图谱……………………………８１图４―１３胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维的ＴＧ―ＤＴＧ图谱………………………８１图４一１４胶原蛋白和壳聚糖的ＤＳＣ图谱…………………………………………８４ 图４―１５胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维单丝应力一应变曲线…………………８７ 图４一１６静电纺纤维单丝平均断裂延伸度与壳聚糖含量的关系………………９０ 图４―１７胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维平均断裂强度与壳聚糖含量的关系…９０ 图４―１８胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维平均杨氏模量与壳聚糖含量的关系…９１东‘仁人学博Ｊ：学位论文图４一１９胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维膜应力一应变曲线……………………９２ 图４―２０胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维膜平均断裂延伸度与壳聚糖含量的关 系………………………?……………………??………………………………９４ 图４―２ｌ胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维膜平均断裂强度与壳聚糖含量的关 系………………??！…………………?……?????………………………………９４图４―２２胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维膜的孔隙率随壳聚糖含量变化的关系………………………………………………………………………………９６ 图４―２３材料的接触角测试图……………………………………………………９７ 图４―２４胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维膜与水的接触角度随时间变化的关 系………………………………………………………………………………９８ 图５―１滴了一滴水的胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维照片……………………１０２ 图５―２胶原蛋白一壳聚糖静电纺交联纤维膜的扫描电镜照片………………１０４ 图５―３胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维交联前后的红外光谱…………………１０５ 图５―４胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维交联前后的Ｘ射线衍射图谱…………１０７ 图５―５胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维交联前后的ＴＧ图谱…………………１０９ 图５―６胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维交联后的ＤＳＣ图谱……………………１１０ 图５―７胶原蛋白一壳聚糖静电纺交联纤维膜的应力一应变曲线……………ｌｌｌ图５―８胶原蛋白一壳聚糖静电纺交联纤维膜平均断裂延伸度与壳聚糖含量的关 系………………………………………………?……………………………??１１２图５―９胶原蛋白一壳聚糖静电纺交联纤维膜平均断裂强度与壳聚糖含量的关系……………………………………………………………………………???１１３ 图５―１０胶原蛋白一壳聚糖静电纺交联纤维膜平均杨氏模量与壳聚糖含量的关 系………………………??……………………………………………?………ｌ １３图５―１ｌ胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维膜交联前后力学性能比较…………１１４图５一１２胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维交联膜湿态的应力一应变曲线……１１５图５―１３胶原蛋白一壳聚糖静电纺湿态交联纤维膜平均断裂延伸度与壳聚糖含量的关系………………………………………………………………………１１７图５一１４胶原蛋白一壳聚糖静电纺湿态交联纤维膜平均断裂强度与壳聚糖含量Ｉ玺Ｉ索０的关系…………………………………………………………………………１１７ 图５一１５胶原蛋白一壳聚糖共混静电纺纤维膜干湿态力学性能比较………１１８ 图６―１内皮细胞在胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维支架上的黏附趋势图……１２７ 图６－－２内皮细胞在胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维支架上的增殖趋势图……１２８ 图６―３胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维支架上的内皮细胞的扫描电镜照片…１３０ 图６―４平滑肌细胞在胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维支架上的增殖趋势图…１３３ 图６―５胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维支架上的平滑肌细胞的扫描电镜照 片．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．１３４东华大学博ｆ：学位论文表索引表ｌ一１ ５种主要胶原蛋白的特征及分布…………………………………………４ 表ｌ一２糖胺聚糖的分子结构及组织分布…………………………………………６表３―１壳聚糖在六氟异丙醇／三氟乙酸溶剂中的最高纺丝浓度………………４７ 表４―１胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维红外光谱中一ｏＨ和一ＮＨ一特征峰随壳聚糖含量变化的情况……………………………………………………………７８ 表４―２胶原蛋白原材料的热重分析……………………………………………８２表４―３壳聚糖原材料的热重分析………………………………………………８５ 表４～４胶原蛋白静电纺纤维的热重分析………………………………………８５表４―５含壳聚糖２０％的胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维的热重分析…………８３ 表４―６含壳聚糖５０％的胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维的热重分析…………８３ 表４―７含壳聚糖８０％的胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维的热重分析…………８４ 表４―８壳聚糖静电纺纤维的热重分析…………………………………………８４表４―９胶原蛋白和壳聚糖原材料的热性能……………………………………８５表４一１０胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维的热性能………………………………８５表４―１ｌ胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维单丝的拉伸力学性能…………………８９表４―１２胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维膜的拉伸力学性能……………………９３ 表４一１３胶原蛋白～壳聚糖共混静电纺纤维膜的孔隙率………………………９６ 表５―１胶原蛋白静电纺纤维膜的溶解性能……………………………………１０３表５―２壳聚糖静电纺纤维膜的溶解性能………………………………………１０３ 表５―３胶原蛋白一壳聚糖静电纺纤维交联前后的热性能……………………１１０ 表５―４胶原蛋白一壳聚糖静电纺交联纤维膜的拉伸力学性能………………１１２ 表５―５胶原蛋白一壳聚糖静交联电纺纤维膜湿态拉伸性能…………………１１６主要缩略词主要缩略词英文缩写ＥＣＭＨＦＰ ＴＦＡ ＦＴＩＲ ＴＧ ＤＳＣ英文全称Ｅｘｔｒａｃｅｌｌａｒ ｍａｔｒｉｘ １，１，１，３，３，３ ｈｅｘａｆｌｕｏｒｏ－２一ｐｒｏｐａｎｏｌ Ｔｒｉｆｌｕｏｒｏａｅｅｔｉｃ ａｃｉｄ Ｆｏｕｄｅｒ ｔｒａｎｓｆｏｒｍ ｉｎｆｒａｒｅｄ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ Ｔｈｅｒｍｏｇｒａｖｉｍｅｔｒｙ Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｃａｌｏｒｉｍｅｎｔｒｙ Ｓｃａｎｎｉｎｇ ｅｌｅｃｔｒｏｎ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ Ｘ－ｒａｙ ｄｉｆｆｒａｃｔｉｏｎ Ｔｉｓｓｕｅ ｃｕｌｔｕｒｅ ｐｌａｔｅ中文名称 细胞外基质 六氟异丙醇 三氟乙酸 傅立叶转变红外光谱 热重分析 差示扫描量热分析扫描电子显微镜ＳＥＭＸＲＤ ＴＣＰ ｃｈＣＯＸ射线衍射 组织培养板 壳聚糖 胶原蛋白 戊二醛ＣｈｉｔｏｓａｎＣｏｌｌａｇｅｎ Ｇｌｕｔａｒａｌｄｅｈｙｄｅ Ｄｉｍｅｔｈｙｌ ｓｕｌｆｏｘｉｄｅＧＴＡＤＭＳＯ ＭＥＳＮＨＳ ＥＤＣ二甲基亚砜 ２－Ｎ－吗啡啉乙磺酸Ｎ一羟基琥珀酰亚胺 卜（３一二甲氨基丙基）－３－ 乙基碳二亚胺 ３一（４，５）一２噻唑一 ２，５一二苯基溴化四氮 唑篮２－Ｎ－Ｍｏｒｐｈｏｌｉｎｏｅｔｈａｎｅ Ｓｕｌｆｏｎｉｃ ＡｃｉｄＮ－Ｈｙｄｒｏｘｙｓｕｃｃｉｎｉｍｉｄｅ１－Ｃｙｃｌｏｈｅｘｙｌ一３一（３?ｄｉｍｅｔｈｙｌａｍｉｎｏ― ｐｒｏｐｙｌ）ｃａｒｂｏｄｉｉｍｉｄｅ ３一（４，５～ｄｉｍｅｔｈｙｌｔｈｉａｚｏｌ一２一ｙ１）－－２。５－－ｄｉｐｈｅｎｙｌｔｅｔｒａ―Ｚｏｌｉｕｍｂｒｏｍｉｄｅ东华大学学位论文版权使用授权书学位论文作者完全了解学校有关保留、使用学位论文的规定，同意学校保留并向国家有关部门或机构送交论文的复印件和电子版，允许论文被查阅或借阅。本人授权东华大学可以将本学位论文的全部或 部分内容编入有关数据库进行检索，可以采用影印、缩印或扫描等复 制手段保存和汇编本学位论文。保密函，在二三年解密后适用本版权书。本学位论文属于 不保密口。学位论文作者签名：７张吲日期：夕一舒手／月／彭日指导教师签名：日期：ａ力吕年／月／目日东华大学学位论文原创性声明本人郑重声明：我恪守学术道德，崇尚严谨学风。所呈交的 学位论文，是本人在导师的指导下，独立进行研究工作所取得的 成果。除文中已明确注明和引用的内容外，本论文不包含任何其 他个人或集体已经发表或撰写过的作品及成果的内容。论文为本 人亲自撰写，我对所写的内容负责，并完全意识到本声明的法律 结果由本人承担。学位论文作者签名：７砌，内７日期：矽９年７月嘭日第一章绪论第一章１．１组织工程学的发展绪论组织和器官的衰竭、损伤或功能障碍是人类健康所面临的主要危害之一，也 是人类疾病和死亡的最主要原因。在美国，年医疗费用的一半都应用于组织和器 官疾病的治疗，其中包括器官移植、外科修复、人工取代物、医疗器械以及某些 情况下的药物治疗。人们首选的自体器官移植是以牺牲健康组织为代价的“以伤 治伤”的方法，虽然临床效果令人满意，但供区极为有限；同种异体器官移植则 存在同种供体器官严重不足的问题；人工取代物存在生物相容性问题；而医疗器械不能替代器官的所有功能，不能很好地修复组织或器官的主要损伤，使患者早日康复；药物治疗不能从根本上解决问题。各种治疗方法的局限性促使人们去探 求新的治疗方法。 ２０世纪８０年代，诞生了组织工程和再生医学的新概念。在组织工程学的建立和发展过程中，有两位学者起了较为重要的作用――美国哈佛大学外科医生Ｊｏｓｅｐｈ Ｐ．Ｖａｃａｎｔｉ教授和麻省理工学院的Ｒｏｂｅｒｔ Ｌａｎｇｅｒ教授。Ｖａｃａｎｔｉ为小儿外科医师，专门从事肝脏移植，缺乏可供移植的肝脏来源一直是困惑他的难题， 曾设想能否取自身的细胞来再造一个有功能的器官。对此专门从事生物材料研究 的麻省理工学院化学工程师Ｒｏｂｅｒｔ Ｌａｎｇｅｒ向Ｖａｃａｎｔｉ建议把细胞种植在可降解 和可吸收的合成材料中，当细胞逐渐生长时，这些生物材料可逐步降解而又可能使这些植入的细胞最终形成组织或器官。经过初步的实验研究探索后，两位科学 家在美国“科学”杂志撰文，阐述了组织工程学的基本原理和未来的发展方向和应用前景ｎ１。两位不同领域科学家的思维碰撞引发了组织工程学在美国乃至全世界 的发展。但“组织工程学”这一术语的真正确立却源自美国加州大学圣地亚哥分 校的一位华人教授冯元桢。１９８７年美国国家科学基金会根据他的建议采用“组织工程学”来描述这一新兴领域并确定了这门学科的成立雎３。 组织工程学是一门将细胞生物学和材料学相结合进行体外或体内构建组织或器官的新兴学科。其基本原理为从肌体获取少量的活体组织，用特殊的酶或其 它方法将细胞（种子细胞）从组织中分离出来并在体外进行培养扩增，然后将扩静Ｊ乜纺丝制铸胶原蛋白一壳聚糖纳水纤维仿生细胞外幕质增的细胞与具有良好生物相容性、可降解性和可吸收的生物材料按一定的比例混合，使细胞黏附在生物材料上形成细胞一材料复合物。将该复合物植入肌体的组 织或器官病损部位，随着生物材料在体内被逐渐降解和吸收，植入的细胞在体内不断增殖并分泌细胞外基质，最终形成相应的组织或器官，达到修复创伤和重建 功能的目的口１。组织工程的发展提供了?种组织再生的技术手段，将改变外科传统的“以创伤修复创伤”的治疗模式迈入无创修复的新阶段。同时组织工程的发展也将改变传统的医学模式，使得再生医学得以进一步的发展并最终用于疾病的临床治疗。在这个过程中，生物材料支架所形成的三维结构不但为细胞获取营养、 生长和代谢提供了一个有利的空间，也为植入的细胞分泌细胞外基质并最终形成 相应的组织或器官提供了一个良好的环境ｎＪ３。由此可以看出，生物材料支架是组织工程的重要要素之一，生物支架材料对组织工程的发展有着不可分割和替代 的重要作用。 再生医学是在组织工程学基础上形成的新科学。其目的是使缺损的组织和器 官得以重塑和再建。其过程是在组织缺损的部位填充以生物体可吸收的材料，这 可以是水凝胶或多孔支架，上面载有本体细胞或生长因子，在材料逐渐被体内吸 收的同时，细胞增殖，新组织形成，从而修复组织的缺损。因此在再生医学中关键一步是提供一种理想的支架材料作为人工细胞外基质嫡一３，即具有与再生组织相匹配的刚柔韧性，为细胞体外和体内生长、增殖提供一定的力学支撑，直至构建的新组织结构稳定；具有适当降解速率，在新组织形成的同时被全部降解吸收； 良好的细胞亲和性和生物相容性，能将细胞定位或转载至体内特定部位，界定、 保持一定的形状，为新组织的形成提供三维空间，引导功能组织的发育，最终将 与原位细胞协同一体，再生原有组织。 组织工程学的发展大致经历了三个阶段，即２０世纪８０年代至９０年代初的 初期阶段，其特点主要是提出组织工程的概念和证实利用细胞和生物材料构建组 织的可行性。组织工程研究早期阶段主要集中于单一组织构建，主要特点是采用 无免疫功能动物来构建组织。１９９１年Ｙａｃａｎｔｉ等例用分离的牛关节软骨细胞与可 降解的生物材料在裸鼠皮下成功构建出成熟的透明软骨组织。这一研究成果具有 重要意义，为将来的软骨缺损修复开辟了一条重要的新途径，证明了应用组织工程技术能够构建出形态及结构特征接近正常的成熟组织。第二阶段从２０世纪９０２第一章绪论年代初丌始，组钐ｌ工程学的发展突飞猛进，其特点主要是在免疫功能缺陷的裸鼠 体内构建各类工程化组织（如骨、软骨和肌腱等）。其中以曹谊林在裸鼠体内成 功构建了具有皮肤覆盖的人耳廓形态软骨为主要标志，这无疑是一项重大的研究 突破啤１，该项研究标志着组织工程技术可以形成具有复杂三维空间结构的软骨组 织，显示了组织工程从基础研究迈向临床应用的广阔前景。第三阶段是组织工程 化组织的构建已经不再局限于免疫缺陷性动物模型，而是更加趋向于采用与人体 结构较为相似的具有免疫功能的大型哺乳类动物模型。并且更加注重模拟临床情 况下用工程化组织来修复组织缺损，达到类似于临床治疗效果的目的№１。也是目 前国内外组织工程研究的热点。现在，不仅研究内容不断深化和研究手段不断提升，传统的组织工程概念还得到不断的延伸和扩展，形成了多学科的渗透和交叉的新的发展趋势。更为可喜的是部分工程化组织已经在初步的临床应用中获得成 功‘１引。 多年来，在组织工程上的研究也已解决了多种病人的组织缺损问题ｎ¨，象骨 缺损，可吸收降解的羟基磷狄石和聚乳酸等合成高分子材料正在代替钛合金，可 使骨缺损在一至三年内长成自己的骨。目前的研究开发也延伸到软骨，肌腱，皮 肤，血管、神经等的再生。从这些研究可以看出，无论是在组织工程还是再生医 学中，支架材料都起着很重要的作用。现已发现，当支架材料的骨架尺寸大时， 降解速率太慢，阻断了新组织的连续有序生长，而导致疤痕。而再生组织不仅要 有原组织的生物性能，而且要美观和无疤痕。这无疑又对支架材料提出了新的要 求，即尽可能地与组织的细胞外基质相似。所以，理想的生物支架材料应当模仿 天然细胞外基质的结构和功能，因此，需要选择合适的材料和好的制备工艺来调 节、控制支架的生物、化学和材料性能。到目前为止，为了达到这个目的已经研究了很多天然及合成的高分子物质，包括：胶原蛋白［１２ｑ引、壳聚糖ｎ４叫５１、聚乳酸ｎ别、聚己内酯“７１等。虽然这些材料各自都有很多优点，但是这些材料或对这些材 料的研究都还不能达到预期的临床效果。支架材料的研究及其优选，成为今后组织工程研究的重要问题之一。因此，需要进一步对这些材料进行研究并考察新的材料，尤其要研究两种或两种以上物质组成的复合材料，从组分和结构上来模拟 和仿生天然细胞外基质。 １．２天然细胞外基质ｕ耵肯！｝ｌ也纺丝制备胶原蛋白一壳聚塘纳米纤维仿生身ｌＩ胞外基质在肌体内除了细胞之外，还有一些非细胞性物质，即细胞外基质（ＥＣＭｓ）。它 们是肌体发育过程中由细胞分泌到细胞外的各种大分子，它们往往在细胞周围构成高度水合的凝胶或纳米纤维性网络，对细胞之间的支持、功能的发挥起着不可忽视的作用。 １．２．１天然细胞外基质的主要成分 天然细胞外基质的成分相当复杂，但基本成分包括胶原蛋白、蛋白多糖、糖 胺聚糖、层连蛋白和纤连蛋白、弹性蛋白等。 １．２．１．１胶原蛋白 胶原蛋白（ｃｏｌｌａｇｅｎ）是一组高度特化的蛋白质，含量占人体蛋白质总量的 ３０％以上，种类多达１０余种，主要的仅５种（表１－１）。胶原是不溶于水的纤维性 蛋白，属于硬蛋白类。胶原由成纤维细胞、成骨细胞、软骨细胞、神经组织的雪 旺氏细胞以及各种上皮细胞合成和分泌，分布于肌体的各个部位。但在不同器官、 组织中胶原的含量、差别很大，胶原的类型、排布方式很不相同。 表卜ｌ ５种主要胶原蛋白的特征及分布胶原分子的基本组成单位原胶原蛋白分子（ｔｒｏｐｏｃｏｌ ｌａｇｅｎ）长度为２８０ｎｍ，４第一％持诧直径｜Ｓｎｍ，分子蠡３００ｋＤａ，其氨基酸组成比较特殊，甘氨酸含量占Ｉ／３，脯氨酸 占１／４。原胶原蛋白由３条多肚键盘绕成三股螺旋结构（图卜１）。在胶原蛋白中 缺少色氨酸、酪氨酸和蛋氨酸，其它必需氮基酸含量也很低。一一一１ ２ １图卜１胶原纤维中原胶原蛋白分子的排列２糖胺聚糖和蛋白聚糖糖胺聚糖（ｇｌｙｃｏｓａｍｉｎｏｇｌｙｃａｎ，ＧＡＧ）是由重复的二糖单位聚台而成的长链 多糖。由于二糖单位的其中一个糖为氪基己糖（氨基葡萄糖或氨基半乳糖），故也 称氨基聚糖。肌体中重要的糖胺聚糖有透明质酸、硫酸软骨素、硫酸皮肤素、肝 素、硫酸角质素等５类，其中最重要的是透腑质酸，也是糖胺聚糖中结构最为简 单的一种，不含硫酸根。透明质酸由Ｄ一葡萄糖和Ｎ一乙酰氨基葡萄糖的二糖单位 聚合而成，二糖单位数可达５０００余个。透明质酸广泛存在于各种结缔组织、皮 肤、玻璃体、软骨、滑液中。其他种类结构较复杂，７类糖胺聚糖的分子结构及组织分布见表１ ２。除透明质酸外，各种糖胺聚糖均与蛋白质共价连接即成为蛋白聚萜．蛋白质 构成其核心．称核心蛋白（ｃｏｒｅｐｒｏｔｅｉｎ），藉胺聚糖连接于该蛋白的丝氨酸残基 位。一个核心蛋白上可连接数百个不同的糖胺聚糖，其糖含量可达９０％一９５％。由 一个核心蛋白和数百个糖胺聚糖构成的单位称蛋白聚糖单体，若干个单体可通过 连接蛋白以非共价键与透明质酸结合形成多聚体。蛋白聚培单体的分子置平均为静ＩＵ纺丝制备胶原缢亡｜一壳聚糖纳米纤维仿生细胞外肇质１２×１０３Ｄａ，蛋白聚糖多聚体的分子量约２Ｘ １０５Ｄａ。但也有的分子量较小，如基 膜中的蛋白聚糖，核心蛋白仅２０－４００ｋＤａ，糖胺聚糖仅为几个硫酸肝素。 表１－２糖胺聚糖的分子结构及组织分布蛋白聚糖主要存在与软骨、肌键、皮肤等结缔组织中。６第一章绪论１．２．１．３层粘连蛋白、纤连蛋白及弹性蛋白 层粘连蛋白（１ａｍｉｎｉｎ，ＬＮ）为糖蛋白，分子量８２０ｋＤａ，由一条４００ｋＤａ的重链 （Ａ链）和两条２１５ｋＤａ（Ｂ。）及一条２０５ｋＤａ（Ｂ：）的轻链构成，电镜下为“＋＂字型 结构。层粘连蛋白是动物胚胎及成体组织基膜的主要成分，对基膜基质的组装起 关键作用。 纤连蛋白（ｆｉｂｒｏｎｅｃｔｉｏｎ，ＦＮ）也是一种高分子糖蛋白，分子量２２０－２５０ｋＤａ， 含糖量为４．５％一９．５％，其种类有血浆纤连蛋白、细胞表面纤连蛋白、分泌性纤连 蛋白等３种。不同种类的纤连蛋白的结构小同，如血浆纤连蛋白为二聚体，由相 似的Ａ链和Ｂ链组成，两条链的Ｃ末端由二硫键连接，整个分子呈“Ｖ＂型。而 细胞表而纤连蛋白为多聚体，由多个链间二硫键连接，分子呈纤束。目前已鉴定 出２０余种纤连蛋白多肽。层粘连蛋白和纤连蛋白的主要功能是介导细胞黏附。 弹性蛋白（ｅｌａｓｔｉｎ）是弹性纤维的主要成分，主要存在于脉管壁及肺，少量 存在于皮肤、肌键及疏松结缔组织中，弹性蛋白为高度疏水的非糖基化蛋白，约 含８３０个氨基酸残基。含有丰富的甘氨酸和脯氨酸，不含羟赖氨酸，其分子构象 为无规卷曲链，当分泌至细胞外间隙后，可通过赖氨酸（Ｌｙｓ）残基相互交连成富 有弹性的网状结构。 天然细胞外基质除了上述成分外，还有一些粘连分子，如钙粘附蛋白 （ｃａｄｈｅｒｉｎ）、Ｅ一钙粘附蛋白（ｕｒｏｍｏｍｌｉｎ）、神经细胞粘连分子（Ｎ－ＣＡＭ）等，据估计， 这些非胶原的蛋白分子不少于５０种，但大多详细结构和功能不太明确，有待研 究。１．２．２天然细胞外基质的作用ｎ们１．２．２．１对细胞形态及细胞群的影响ｍ－删 细胞外基质对细胞的形态具有重要影响，体外实验表明，所有脱离组织的细胞单个悬浮时均为球形，表面有许多微绒毛和膜皱璧。而在肌体中，细胞与细胞接触连接或与基质黏附，表现出特有形态。如平整的上皮细胞与基底膜粘连，细胞内骨架表现为Ｊ下常状态，如不与基底膜黏连，细胞表面则出现小泡，胞内的细胞骨架蛋白也会解聚。７静ｌ乜纺丝制蔷胶原蛋亡｜一壳聚糖纳米纤维仿生细胞外堆质细胞外基质对组织细胞的建成及群体稳定性的维护作用是非常明显的。细胞 与细胞之间有相互识别的作用，细胞对天然细胞外基质也有选择性和特异性，如 成纤细胞选择性的与Ｉ或ＩＩＩ型胶原结合，软骨细胞只与软骨ＩＩ型胶原结合， 上皮细胞首选与Ⅳ型胶原结合。在细胞的粘合过程中，黏连分子起着重要作用，如层粘连蛋白可促进各种上皮细胞、内皮细胞、神经鞘细胞以及癌细胞粘附于基膜并铺展。同时各种黏连蛋白亦可通过细胞表面受体影响细胞质骨架的组装，从 而决定细胞的形状。 细胞外基质在细胞之间构成复杂的网架，对细胞群体有一界定、支持、保护 的作用。如胶原在天然细胞外基质中含量高，有较好的刚性和抗张能力。在不同 的组织中，胶原组成的纤维可适应特定的功能，如在骨和角膜中，胶原纤维分层排列。同层彼此平行，相邻两层彼此垂直。形成“三夹板”样的结构，使细胞组织牢固，不容易变形。胶原纤维构成的肌腱，使肌肉和骨骼连接，同时具有很强 的抗张能力。 １．２．２．２对细胞迁移的促进作用乜‘翻 在肌体的发育过程中，细胞的迁移是必不可少的，在这个过程中，ＥＣＭｓ起 了很重要的作用，透明质酸可结合于许多迁移细胞的表面，使细胞保持彼此分离，使细胞易于迁移运动，增殖并阻止细胞分化。一旦细胞迁移停止或增殖完成时，细胞表面的透明质酸可被透明质酸酶破坏，随之细胞迁移受阻。纤连蛋白可促进 角膜上皮细胞的迁移，尤其是损伤角膜上皮的愈合。纤连蛋白促进细胞迁移的另一个突出例子是胚胎发生早期神经脊细胞的迁移。在神经管形成时，神经脊细胞 从神经管的背侧迁移到胚胎各个区域，分化成神经节、色素细胞。一般认为纤连 蛋白为这些细胞的运动提供了轨道。 神经脊细胞的迁移与Ｅ一钙粘附蛋白和Ｎ一钙黏着蛋白的含量有密切关系。在神经脊细胞产生时，分化神经脊细胞的外胚层区停止表达Ｅ一钙黏着蛋白，而表达Ｎ一钙黏着蛋白。当神经脊细胞开始迁移时，Ｎ一钙黏着蛋白表达停止，一旦神 经脊细胞到达目的地，形成神经节，分化为神经元的同时，Ｅ一钙黏着蛋白又重新 表达，Ｅ一钙黏着蛋白对神经节中神经细胞的黏连起一定作用。 １．２．２．３对细胞增殖、分化的调节作用Ｄ３吨朝８第一章绪论细胞增殖、分化的调节作用是肌体中非常重要的生理过程，其机理相当复杂， 有基因的调控，激素、生长因子的调控，环腺苷酰（ｃＡＭＰ）等信息分子的调控， 但细胞外基质也有相当的作用。实验表明，脱离了基质的正常细胞很快停止在细 胞周期的Ｇ．期或Ｇｏ期，只有黏附于适当的基质才能合成ＲＮＡ及蛋白质，在铺展的状态下才能复制ＤＮＡ。有人将小鼠胚的单个细胞置于面积不等的基质岛上，使其黏附后铺展，结果发现基质岛的表面积与细胞的ＤＮＡ合成量成正比关系，即基质岛的面积越大，细胞铺展的越好，则进行ＤＮＡ合成的细胞比例越高，细胞增殖也越快。 不同的细胞对细胞外基质有选择性。如原代培养的肾细胞若置于角膜内皮细 胞产生的外基质上，则具有成纤维细胞形态的肾细胞亚群旺盛增殖，若置于畸胎 瘤细胞产生的基质上，则具有上皮样形态的细胞迅速增殖。再如脉管内皮细胞在 Ｉ和ＩＩＩ型胶原上培养时细胞增殖，而在Ⅳ型胶原上培养时细胞停止分裂。 对同一种细胞，不同的细胞外基质的作用是不同的，有些甚至正好相反，如 纤连蛋白对上皮细胞增殖具有抑制作用，而层连蛋白则可促进上皮细胞增殖。在 组织中，层连蛋白与纤连蛋白的相对比值可能对维持实质细胞与间质细胞在增殖 上的平衡有一定作用。此外，体外神经细胞的培养表明，层连蛋白有助于培养神 经细胞的存活及轴突的伸长。纤连蛋白可促进鸡胚神经视网膜细胞的轴突生长。 细胞外基质对细胞分化的诱导作用已有大量实验证明，例如在胚胎发育过程 中，先是ＩＩＩ型胶原丰富，但在形成手、眼、皮肤时，Ｉ型胶原取代ＩＩＩ型胶原， 而分化完成时，ＩＩＩ型胶原又取代Ｉ型胶原。再如纤连蛋白加到前脂肪细胞培养 液中可抑制脂肪细胞的生长。胚胎发育的不同时期出现不同的细胞外基质，表示 细胞外基质与器官组织分化及细胞分化的相关性。如层连蛋白的出现往往预示从 间质形成次发性上皮，层连蛋白的消失则表示基膜瓦解。 １．３组织工程仿生细胞外基质 从材料科学与工程学观点可以把组织视做细胞复合材料，它由细胞及其合成的细胞外基质（ＥＣＭｓ）组成。细胞指导ＥＣＭｓ的合成，ＥＣＭｓ提供细胞所需的力学和化学信息，它们之间存在动态相互作用。９膏３｝ｆ乜纺丝制备胶原缵［｜一壳聚糖纳米纤维仿生细胞外接质组织工程的方法是在外源性的ＥＣＭｓ中种植细胞组成结构物，在生物反应器 中培养扩增，在体外培养一定阶段后植入患者体内，与组织整合构建新的组织。因此，组织工程采用外源性ＥＣＭｓ模拟天然组织的ＥＣＭｓ分子的功能汹１。这种外源 性ＥＣＭｓ就是由生物相容性良好和可生物降解的生物材料制备的三维多孔支架。 理想的外源性ＥＣＭｓ应使细胞在适宜的三维环境内形成细胞群，并传输化学和力 学信号至细胞，指导它们的基因表达，形成组织。外源性ＥＣＭｓ还要提供力学支撑直至构建的新组织结构稳定。因此，外源性ＥＣＭｓ除材料本身要具有安全无毒、低免疫性和适当的降解速率等特性外，必须具有较好的显微结构如孔径、孔隙率 和微孔分布等，以利于细胞黏附生长、细胞外基质的沉积、氧气和营养物质进入、 代谢产物排出，也利于血管和神经的生长。 设计外源性ＥＣＭｓ的最佳方法就是仿生，即模仿天然组织中ＥＣＭｓ的组分、结 构与功能。肌体组织的细胞外基质是纳米纤维网络的蛋白质和聚多糖的复合体 Ｅ２７］。因此，可以考虑选用蛋白和聚多糖的复合物为原料进行组织工程支架材料的 构建，例如胶原蛋白和壳聚糖。 １．４胶原蛋白和壳聚糖 前面部分已对胶原进行了详细描述，它是由两条０【ｌ和一条眈三条肽链形成的三螺旋的特殊蛋白质乜引，是动物体中最丰富的结构蛋白质，也是细胞外基质 （ＥＣＭｓ）的重要成分，因而是现在人们研究的最感兴趣的生物材料之一。ｃｈｉｌｉＣｌｔ２０Ｈ＼ｏＯｏ＼ＮＨＣＯＯｂ图卜２壳聚糖结构式壳聚糖［１３一（１，４）一２一胺基－２－脱氧－Ｄ－葡萄糖］是一种独特的碱性多糖，由仅 次于纤维素的第二大天然资源甲壳素［０一（１，４）一２一乙酰胺基～２一脱氧一Ｄ一葡萄糖］ 脱乙酰化制备而成旧１。甲壳素的脱乙酰化很少能达到完全，大多数产物是Ｎ一乙 酰化葡糖胺和Ｎ一葡糖胺的共聚物（图１－２）。壳聚糖（ｐＫａ＝６．５）在中性和碱性ｐＨ１０第一章绪论介质中不溶于水：在酸性条件下，即２＜ｐＨ＜６时由于氨基质子化而溶于水，此时它转变成高正电荷密度的线性聚电解质。它的特性粘度受ｐＨ和离子强度的影响。 壳聚糖结构中的乙酰化葡糖胺与糖胺聚糖中的部分结构单元相似。壳聚糖有优良的生物相容性及抗菌、防腐、止血、促进细胞生长和伤口愈合、抑制溃疡等功能， 成膜性好，机械强度高，具有生物可降解性，也是人们最感兴趣的生物材料之一。 胶原蛋自在等电点以上带负电，可与带正电的壳聚糖复合形成聚两性电解 质，实现性能互补和协同效应，呈现两种材料本身所不具有的良好性能，同时调 整两种组分的比例又可以调控材料的性能，例如，力学性能、生物降解性能和药 物缓释等应用性能，特别是可用于仿生由蛋白和多糖组成的天然细胞外基质，成 为更有应用前途的生物材料。 胶原蛋白汹刊３和壳聚糖滔啪１应用于仿生细胞外基质材料的研究已经有不少相 关报道，并且还在继续吸引着人们对它们的研究兴趣。有关胶原蛋白一壳聚糖复 合材料作为仿生组织细胞外基质的潜在用途已经为许多研究工作者所认识Ｈ州引。 人们正在研究它们对细胞生长、分裂、增殖和功能的作用。Ｔａｎ等Ｒ引对胶原蛋白 一壳聚糖以不同比例组成的复合材料做成的三维细胞外基质的超分子结构和细 胞培养及其活性做了一些研究，结果表明，随着壳聚糖含量的增加，整个细胞外 基质的完整性提高。通过扫描电镜观察，发现胶原蛋白中加入壳聚糖会极大的影 响胶原蛋白的超分子结构和改变胶原纤维的交链，对其结构有一定的增强，使孔隙也有一定的增大。因此他们认为壳聚糖一胶原蛋白共混物作为生物支架材料具 有更好的潜在生物性能和机械性能。Ｃｕｙ等Ｈ４１认为壳聚糖一胶原蛋白共混作为细胞生长的细胞外基质材料比单独使用壳聚糖做材料的细胞外基质培养瓣膜内皮 细胞时，能改善瓣膜内皮细胞的生长和细胞形态。Ｐａｒｋ等Ｈ司对牙齿周围组织再生的研究表明壳聚糖一胶原蛋白共混物促进了牙齿新骨的再生和新的牙骨质的生长，这些都显示了用作牙齿周围诱导组织再生材料的潜力。Ｌｅｅ等Ｈ阳研究了用冷冻干燥方法做成的胶原蛋白一壳聚糖一粘多糖共混制作为支架材料和控制生长因子释放的问题。Ｓｈａｎｍｕｇａｓｕｎｄａｒａｍ等ｎ刀研究了通过交联剂做成的胶原蛋白一壳聚糖共混物用于人体表皮癌细胞培养的问题．Ｓｉｏｎｋｏｗｓｋａ等ｎ明研究了胶原蛋白一壳聚糖共混物的分子相互作用，认为它们可以从分子水平混合，并产生一定 的相互作用Ｈ９。。静电纺丝制备胶原篮［Ｊ一壳聚糖纳米纤维仿生细胞外攮质所以，这些研究表明，胶原蛋白一壳聚糖共混物可能是一种潜在的理想组织工程支架材料，但还需要在制备方法和性能应用方面进一步深入研究探讨。文献 已经广泛报道了胶原蛋白一壳聚糖共混物作为生物材料在组织工程和医药领域 的应用ｎ仉砜副１。但它们的制备一般都是通过交联剂交联ｎ＂、湿纺／干纺伍２１和冷冻干燥腩３１等方法，得到的支架也是一种宏观尺寸的仿生材料。然而，肌体组织中的天 然细胞外基质是由纳米纤维或水凝胶组成的网络结构昭７１。细胞在这些天然细胞外 基质中形成组织，同时细胞外基质会控制组织的结构，并调控细胞表型ｍ】。最近发现，由于人体细胞可以很好的黏附在纳米纤维支架上并能很好的增殖，纳米纤 维结构支架可以改善各种组织体外再生的能力，象骨、软骨、心血管组织以及神 经组织等。同时，在组织修复中，它也可以减少疤痕的形成陋瑚３。因此，仿生组织细胞外基质应该模仿它的纳米纤维网络结构。１．５静电纺丝 为了改善组织工程支架材料的生物相容性以及功能性，必须考虑从组分和结 构上都仿生天然细胞外基质。胶原蛋白和壳聚糖共混可以用来去模拟天然细胞外基质的组分。纳米纤维网络结构可以用来去模拟天然细胞外基质的结构。因此，可以通过制备胶原蛋白一壳聚糖共混纳米纤维网络来满足需要。 随着纳米技术的发展和纳米时代的到来，有关纳米纤维的报道近几年来快速 增加。纳米纤维的人工制备在近十年才开始得到了科学界和产业界的广泛重视，成为纳米材料研究的热点之一。近年来，发展了许多制备纳米纤维的方法，如牵 伸∞１、模板聚合呻’５９１、相分离呻１、自组装㈣，６朝、静电纺丝∞３喵３等。牵伸工艺类似 于纤维工业中的干法纺丝，该法能制得很长的单根纳米纤维长丝。可是，只有那 些能够承受巨大的应力牵引形变的粘弹性材料才可能拉伸成纳米纤维。模板聚合，顾名思义是用纳米多孔膜作为模板，制备纳米纤维或中空纳米纤维。这种方法的主要特点在于可加工不同原料，如导电聚合物、金属、半导体、碳素纳米管 和原纤维。而另一方面，采用该方法不能制备连续的纳米长纤维。相分离过程包 括溶解、凝胶化、用不同的溶剂萃取、冷凝和干燥，最终得到纳米多孔泡沫。该 方法需要花费相当长的时间使固体聚合物转化成纳米多孔泡沫。自组装是一种过 程，将已有的组分自发的组装成一种预想的图案和功能。可是，与相转移方法相１２第一章绪论似，自组装过程非常耗时。而静电纺丝工艺是目前唯一能够直接连续制备聚合物 纳米纤维的一种直接方法。 静电纺丝基本方法包括在一个强电场存在下对聚合物熔融液或溶液流导入 静电荷。重要的操作是液流通过一个高电压电极即一个金属细管或毛细管组成的 喷丝头时被导入或感应静电荷，流体离开喷丝头的时候，释放电荷到流体表面导 致泰勒锥和单一喷射流的形成。电喷射流在电场里加速和细化，最后被收集到一 个接地的装置上，通常是一个金属板或金属带。喷射流在到达收集器时会不稳定。 象具有代表性的小分子量的聚合物流体，由于开始不稳定，会形成一些由带电小 液滴形成的喷雾，这个过程叫做电喷射。而聚合物流体，其黏弹性可以稳定流体， 形成小直径的带电的细丝，这些细丝形成分散液流包膜或锥体，固化或沉积到收 集器上形成非织造织物，就是静电纺丝。理论上任何高分子材料只要能找到合适 的溶液体系，都有可能静电纺成纳米纤维，且具有批量生产的可能。 现在，静电纺丝工艺也是制备生物支架材料的最有效方法之一，目前研究也 很多汹侧，静电纺纳米纤维用于再生医学已经引起了科学家的重视，许多生物材 料都已经被纺成了纳米纤维，包括合成的ＰＬＬＡ，ＰＣＬ，Ｐ（ＬＬＡ―ＣＬ），和天然 的胶原蛋白，甲壳素等。其中，有些仅被纺成纤维油３，有些已作了进一步的细胞 培养汹１。更进一步的报道是将纳米纤维平行排列后观察到了细胞沿着纤维方向的 取向性阳¨。这些工作已经做的很好，但是要找到完全符合细胞外基质要求的支架材料，需要进一步研究的问题还很多。组织工程产业具有很大的市场潜力，只有将支架材料、分化的细胞以及生长 因子有机地结合起来才能开发出组织工程产品，以满足临床应用的需要。这将面 临许多技术挑战，无论是对组织工程还是在其基础上发展的再生医学，生物支架 材料超着重要作用。如何研究与开发相应的支架与生物材料，以适应各种应用的 需要，使组织工程产品安全有效是开发新型组织工程产品的关键。 １．６本文的研究内容及意义 天然细胞外基质在组织和器官中起骨架作用，使细胞聚集，构筑组织，控制 组织结构，调控细胞表型（组织特异基因的表达）。设计外源性的人工细胞外基质 时要模拟天然组织中细胞外基质分子的结构与功能，也就是生物材料的仿生化，静ｌ也纺丝制需胶原蚩ｃｊ一壳聚糖纳米纤维仿生细胞外基质将成为今后组织工程生物材料研究的热点之一。 胶原蛋白一壳聚糖生物材料良好的生物相容性在以前的研究中已经得到了证 明。本研究从仿生角度出发，为了更好的模拟天然组织中细胞外基质分子的组分、结构与功能，对胶原蛋白一壳聚糖共混体系静电纺丝及其纺成的纳米纤维性能进行研究，仿制胶原蛋白一壳聚糖复合纳米纤维仿生组织细胞外基质，为组织工程 研究提供优良的支架材料。将主要进行以下的研究： （１）胶原蛋白一壳聚糖共混静电纺纳米纤维组织工程支架的制备找出合适的溶剂体系，研究纺丝电场强度（电压）、给液速率、纺丝距离以 及纺丝溶液浓度对纺丝效果的影响，选择合适的纺丝条件。研究不同胶原蛋白／ 壳聚糖比例共混物的纺丝效果。研究静电纺纤维单丝及纤维束的接收。 （２）纳米纤维的表面形态和结构表征 通过扫描电镜（ＳＥＭ）观察静电纺纤维的表面形态，通过图像处理算计算出 纤维的平均直径和找出直径分布。 （３）胶原蛋白一壳聚糖共混静电纺纳米纤维的性能表证 对胶原蛋白一壳聚糖共混静电纺纳米纤维的化学结构、晶相结构、热性能、 力学性能、亲疏水性能以及多孔性进行研究。 （４）胶原蛋白一壳聚糖共混静电纺纳米纤维的交联 通过戊二醛蒸气对胶原蛋白一壳聚糖共混静电纺纳米纤维进行交联，并比较 交联前后纤维的性能变化。（５）生物相容性研究 在材料上种植内皮细胞和平滑肌细胞，通过细胞在材料上的生长情况来研究 材料的生物相容性，为进一步的动物实验奠定基础。 综上所述，本课题的研究既具有深刻的理论研究意义又具有应用价值。通过研究仿生纳米细胞外基质的制备和性能以及细胞在纳米纤维上的生长过程，可以探讨材料对不同组织再生的适用性理论依据和评判标准。本课题所涉及的学科１４第一常绪论包括材料学，组织工程学、细胞生物学和医学工程等，是在交叉科学基础上的研 究课题。通过研究细胞在天然的纳米纤维支架材料上的生长过程，有望筛选出优 良的组织工程支架材料。 参考文献： 【１】Ｌａｎｇｅｒ Ｒ，Ｖａｃａｎｔｉ 【２】ＮｅｒｎｍＪ Ｐ．Ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ．Ｓｃｉｅｎｃｅ．１ ９９３，２６０：９２０―９２６．Ｒ Ｍ．Ｔｈｅ ｃｈａｌｌｅｎｇｅ ｏｆ ｌｉｍｉｔａｔｉｎｇ ｎａｔｕｒｅ．Ｃｈａｐｔｅｒ２，Ｐａｇｅ：９―１ ５．【３】曹谊林．组织工程学的建立与发展．组织工程与重建外科杂志．２００５，ｌ：５．８． 【４】ＳｔｏｃｋＵ Ａ，Ｖａｃａｎｔｉ Ｊ Ｐ．Ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ：Ｃｕｒｒｅｎｔ ｓｔａｔｅ ａｎｄ ｐｒｏｓｐｅｃｔｓ．ＡｎｎｕａｌＲｅｖｉｅｗ ｏｆ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ．２００ １，５２：４４３－４５ １．［５］阮建明，邹俭鹏，黄伯云．生物材料学．北京，科学出版社，２００４． 【６】杨志明．组织工程．北京：化学工业出版社，２００２． 【７】ＶａｃａｎｔｉＣ Ａ，ＬａｎｇｅｒａＲＳｃｈｌｏｏＢ，ｅｔ ａ１．Ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ ｐｏｌｙｍｅｒｓｓｅｅｄｅｄｗｉｔｈｃｈｏｎｄｒｏｃｙｔｅｓ ｐｒｏｖｉｄｅ １９９１，８８：７５３―７５９．ｔｅｍｐｌａｔｅ ｆｏｒ ｎｅｗ ｃａｒｔｉｌａｇｅ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ．Ｐｌａｓｔ．Ｒｅｃｏｎｓｔｒ．Ｓｕｒｇ．【８】ＣａｏＹ Ｌ，Ｖａｃａｎｔｉ ＪＰ，ＰａｉｇｅＫＴ’ｅｔａ１．Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｃｈｏｎｄｒｏｃｙｔｅｓ ｕｔｉｌｉｚｉｎｇ ｃａｒｔｉｌａｇｅ ｉｎ ｔｈｅ ｓｈａｐｅ ｏｆａｐｏｌｙｍｅｒ－?ｃｅｌｌｃｏｎｓｔｒｕｃｔ ｔｏ ｐｒｏｄｕｃｅ ｔｉｓｓｕｅ－－ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄａｈｕｍａｎ ｅａｒ．Ｐｌａｓｔ．Ｒｅｃｏｎｓｔｒ．Ｓｕｒｇ．１ ９９７，１ ００：２９７―３０２．［９】Ｌｉｕ Ｗ，ＣｕｉＬ，ＣａｏＹ Ｌ．Ａ ｃｌｏｓｅ ｖｉｅｗ ｏｆ ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ｉｎＣｈｉｎａ－Ｔｈｅｅｘｐｅｒｉｅｎｃｅ ｏｆ ｔｉｓｓｕｅ ｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｉｎ ｉｍｍｕｎｏｃｏｍｐｅｔｅｎｔ ａｎｉｍａｌｓ．Ｔｉｓｓｕｅ．Ｅｎｇ．２００３，９（ｓｕｐｌ）：Ｓ１７－３１． 【１ ０】ＹａｎｇＺ Ｍ，Ｘｉｅ ＨＱ，ＬｉＴ．Ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ ｍｕｓｃｕｌｏ―ｓｋｅｌｅｔａｌ ｓｙｓｔｅｍ－ｂａｓｉｃ ｒｅｓｅａｒｃｈ ａｎｄ ｃｌｉｎｉｃａｌａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．Ｈａｎｄ Ｓｕｒｇｅｒｙ．２０００，５（１）：４９―５５．【１１】柴岗，张燕，刘伟，崔磊，曹谊林．组织工程化骨组织临床修复颅颌面骨缺 损．中华医学杂志，２００３，８３：１６７６．１６８１． 【１ ２】ＢｏｃｃａｆｏｓｃｈｉＦ＇Ｈａｂｅｒｍｅｈｌ Ｊ，ＶｅｓｅｎｔｉｎｉＳ，Ｍａｎｔｏｖａｎｉ Ｄ．Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅｓｏｆ ｃｏｌｌａｇｅｎ―ｂａｓｅｄ ｓｃａｆｆｏｌｄｓ ｆｏｒ ｖａｓｃｕｌａｒ ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００５，（２６）３５：７４１０―７４１ ７． 【１ ３】Ｖｅｒｎｏｎ Ｒ Ｂ，Ｇｏｏｄｅｎ Ｍ Ｄ，ＬａｒａａｓＳ Ｌ．Ｍｉｃｒｏｇｒｏｏｖｅｄ ｆｉｂｒｉｌｌａｒ ｃｏｌｌａｇｅｎｍｅｍｂｒａｎｅｓｓｃａｆｆｏｌｄｓｆｏｒ ｃｅｌｌｓｕｐｐｏｒｔ ａｎｄａｌｉｇｎｍｅｎｔ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００５，（２６）１ ６：３１３１．３１４０．【ｌ４】“Ｚ Ｓ，Ｒａｍａｙｂｏｎｅ ｔｉｓｓｕｅＨ Ｒ，Ｈａｕｃｈ Ｋ Ｄ．ｅｔ ａ１．Ｃｈｉｔｏｓａｎ－ａｌｇｉｎａｔｅ ｈｙｂｒｉｄｓｃａｆｆｏｌｄｓ ｆｏｒ ８：３９１ ９－３９２８．ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００５，（２６）１１５静ｌ乜纺丝制备胶原蛋臼一壳聚锗纳米纤维仿生细胞外恭质【１ ５】ＭａｏＪ Ｓ，Ｚｈａｏ ＬＱＹｉｎ Ｙ Ｊ．Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ ａｎｄ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｂｉｌａｙｅｒ ｃｈｉｔｏｓａｎ－ｇｅｌａｔｉｎｓｃａｆｆｏｌｄｓ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００３，（２４）６：１ ０６７―１ ０７４． 【１ ６】Ｔａｋａｓｈｉｂｏｎｅ Ｋａｉｔｏ，Ａｋｉｒａ Ｍｙｏｕｉ，Ｋｕｎｉｏ Ｔａｋａｏｋａ，ｅｔ ａ１．Ｐｏｔｅｎｔｉａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ａｃｔｉｖｉｔｙ ｏｆｍｏｒｐｈｏｇｅｎｅｔｉｅｐｒｏｔｅｉｎ一２ｉｎｂｏｎｅｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎｂｙａＰＬＡ－ＰＥＧ／ｈｙｄｒｏｘｙａｐａｔｉｔｅｃｏｍｐｏｓｉｔｅ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００５，２６（１）：７３－７９．ａ１．Ｌａｓｅｒ ｓｕｒｆａｃｅ ｍｏｄｉｆｉｃｍｉｏｎ ｏｆ【１ ７】ＴｉａｗＫ Ｓ，Ｇｏｈ ＳＷ，Ｈｏｎｇ Ｍ，ｅｔｐｏｌｙ（Ｉ－－ｃａｐｒｏｌａｃｔｏｎｅ）（ＰＣＬ）ｍｅｍｂｒａｎｅ ｆｏｒ ２００５，（２６）７：７６３―７６９．ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．【１８】刘海峰．改性壳聚糖．明胶网络及其在组织工程中的应用．天津大学博士学位论文．２００３，第一章绪论，３。７． ｆ １ ９】ＢｒｏｗｎＮ Ｈ．Ｃｅｌｌ―ｃｅｌｌ ａｄｈｅｓｉｏｎ ｖｉａ ｔｈｅ ＥＣＭ：ｉｎｔｅｇｒｉｎ ｇｅｎｅｔｉｃｓ ｉｎ ｆｌｙ ａｎｄ ｗｏｒｍ．Ｍａｔｒｉｘ Ｂｉｏｌｏｇｙ．２０００，１９（３）：１９１―２０１．【２０】ＭａｎｎＢ Ｋ，Ｇｏｂｉｎ Ａ Ｓ，Ｔｓａｉ Ａ Ｔ．Ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌ ｇｒｏｗｔｈ ｉｎ ｐｈｏｔｏｐｏｌｙｍｅｒｉｚｅｄｈｙｄｒｏｇｅｌｓ ｗｉｔｈ ｃｅｌｌ ａｄｈｅｓｉｖｅ ａｎｄ ｐｒｏｔｅｏｌｙｔｉｃａｌｌｙ ｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｄｏｍａｉｎｓ：ｓｙｎｔｈｅｔｉｃＥＣＭ ａｎａｌｏｇｓ ｆｏｒ ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００ １，２２（２２）：３０４５．３０５ １．【２ １】Ｗｅｓｔｅｒｈｏｆ Ｗ．Ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ ｍａｔｒｉｘｍｏｌｅｃｕｌｅｓ（ＥＣＭ）ａｎｄｗｏｕｎｄ ｈｅａｌｉｎｇ．Ｊ．Ｅｕｒ．Ａｃａｄ．Ｄｅｒｍａｔ０１．１ ９９５，５：￥６０．［２２】ＴｓａｉＬ Ｈ．ＳｔｕｃｋｏｎｔｈｅＥＣＭ．Ｔｒｅｎｄｓ．Ｃｅｌｌ．Ｂｉ０１．１ ９９８，８（７）：２９２．２９５．Ｋａｗａ Ｙ Ｊ．Ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ【２３】ＴａｋａｎｏＮ，ＫｕｂｏｔａＹｍａｔｒｉｘ（ＥＣＭ）ｏｎｓｔｅｍｍｅｌａｎｏｃｙｔｅ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｔｉｏｎ ｉｎ ｃｕｌｔｕｒｅｄ ｍｏｕｓｅ ｎｅｕｒａｌ ｃｒｅｓｔ ｃｅｌｌｃｅｌｌｓ（ＮＣＣｓ）ｗｉｔｈｆａｃｔｏｒ（ＳＣＦ）．Ｄｅｒｍａｔ０１．Ｓｃｉ．１ ９９７，１ ５（２）：１２８．Ｃ Ｃ，Ｈｅｎｎｉｅｓ【２４】ＴｅｒｍｅｅｒＪ，ＷｅｉｓｓＪＭ．Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｗｉｔｌｌ ｔｈｅ ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ ｍａｔｒｉｘ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｄｅｎｄｒｉｔｉｃ ｃｅｌｌｓ（ＥＣＭ）ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ ｈｙａｌｕｒｏｎａｎ（ＨＡ）ｉｎｄｕｃｅｓ ｍａｔｕｒａｔｉｏｎ （ＤＣ）．Ｊ．Ｄｅｒｍａｔ０１．Ｓｃｉ．１９９８，１６（Ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ １）：￥２５． 【２５】Ａｈｒｅｎｓ Ｔ’ＭａｉｃｏｍｐｏｎｅｎｔＢ Ｈ，Ｓｔｉｎｏｌ Ａ Ｓ．Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ ｉｔｓ ｐｒｉｎｃｉｐｌｅ ｃｅｌｌｍａｔｒｉｘ（ＥＣＭ）Ｈｙａｌｕｒｏｎａｎ（ＨＡ）ｗｉｔｈｈｕｍａｎｓｕｒｆａｃｅ ｒｅｃｅｐｔｏｒ ＣＤ４４ａｕｇｍｅｎｔｓｍｅｌａｎｏｍａｃｅｌｌｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ。Ｊ．Ｄｅｒｍａｔ０１．Ｓｃｉ．１ ９９８，１６（Ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ １）：Ｓ１２１． 【２６】ＫｉｍＢＳ，ＭｏｏｎｅｙＤ Ｊ．Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ ｏｆ ｂｉｏｃｏｍｐａｔａｂｉｌｅ ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒｍａｔｒｉｃｅｓ ｆｏｒ ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ．Ｔｒｅｎｄｓ Ｂｉｏｔｅｃｈｎ０１．１９９８，１６：２２４―２２５．【２７】ＳｉｌｖｅｒＦ Ｈ，Ｃｈｒｉｓｔｉａｎｓｅｎ Ｄ Ｌ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ Ｂｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ．Ｓｐｒｉｎｇｅｒ－Ｖｅｒｌａｇ．Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ，１ ９９９．【２８】蒋挺大，张春萍．胶原蛋白．北京：化学工业出版社，２００１＂１３７．第一章绪论【２９】蒋挺大．甲壳素．北京：化学工业出版社，２００３． 【３０】Ｍｅｎｇｙａｎ Ｌｉ，Ｍａｒｋ Ｊ．Ｍｏｎｄｒｉｎｏｓ，Ｍｉｌｉｎｄｍａｔｒｉｃｅｓ ｆｏｒ ｔｉｓｓｕｅ Ｒ．Ｇａｎｄｈｉ．Ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ ｐｒｏｔｅｉｎ ｆｉｂｅｒｓａｓｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００５，２６（３０）：５９９９?６００８．Ｋｏｒｋｕｓｕｚ，Ａｙｋｕｔ ＰＨＢＶ?【３ １】ＧａｍｚｅｃａｒｔｉｌａｇｅＴｏｒｕｎ Ｋｒｓｅ，ＦｅｚａｏｎＯｚｋｕｌ，ｅｔａ１．Ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄｃｏｌｌａｇｅｎａｎｄ‘ｍａｔｒｉｃｅｓ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００５，（２６）２５：５１８７―５１９７．【３２】ＨｙｅｏｎＪｏｏ Ｋｉｍ，Ｕｎｇ－Ｊｉｎ Ｋｉｍ，ＧｏｒｄａｎａｏｎＶｕｎｊａｋ－Ｎｏｖａｋｏｖｉｃ，ｅｔａ１．Ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ ｏｆｍａｃｒｏｐｏｒｏｕｓ ｐｒｏｔｅｉｎ ｓｃａｆｆｏｌｄｓｂｏｎｅ ｔｉｓｓｕｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ｆｒｏｍ ｂｏｎｅ ｍａｒｒｏｗｓｔｅｍ ｃｅｌｌｓ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００５，（２６）２ １：４４４２－４４５２．【３３】Ｄｏｒｏｔｋａ Ｒ，Ｗｉｎｄｂｅｒｇｅｒ Ｕ，Ｍａｃｆｅｌｄａｔｒｅａｔｅｄ ｂｙ ｍｉｃｒｏｆｒａｃｔｕｒｅ ａｎｄａＫ，ｅｔ ａ１．Ｒｅｐａｉｒ ｏｆ ａｒｔｉｃｕｌａｒ ｃａｒｔｉｌａｇｅ ｄｅｆｅｃｔｓｔｈｒｅｅ?ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｃｏｌｌａｇｅｎ ｍａｔｒｉｘ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００５，（２６）１７：３６１７－３６２９． 【３４】Ｌｉ Ｆ，Ｇｒｉ衔ｔｈ Ｍ，Ｌｉ 【３５】Ｆｒｅｉｅｒ Ｔ’ＫｏｈＨ Ｚ，ｅｔａ１．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，２００５，（２６）１ ６：３０９３－３ １ ０４．Ｋ，ｅｔ ａ１．Ｒｅｃｒｕｉｔｍｅｎｔ ｏｆ ｍｕｌｔｉｐｌｅ ｃｅｌｌ ｌｉｎｅｓ ｂｙＳ，Ｋａｚａｚｉａｎｃｏｌｌａｇｅｎ―ｓｙｎｔｈｅｔｉｃｃｏｐｏｌｙｍｅｒ ｍａｔｒｉｃｅｓ ｉｎ ｃｏｒｎｅａｌ ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００５，（２６）２９：５８７２―５８７８． 【３６】ＡｐａｒｎａＳａｒａｓａｍ，ＳｕｎｄａｒａｒａｊａｎｂｌｅｎｄｓＶ． ｆｏｒＭａｄｉｈａｌｌｙ．ｔｉｓｓｕｅＣｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎｏｆｃｈｉｔｏｓａｎ－ｐｏｌｙｃａｐｒｏｌａｃｔｏｎｅｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００５，（２６）２７：５５００―５５０８． 【３７】Ｔａｔｓｕｙａ Ｍａｓｕｋｏ，Ｎｏｒｉｍａｓａａｓ ａ１ｗａｓａｋｉ，ＳｈｉｎｔａｒｏＹａｍａｎｅ，ｅｔａ１．Ｃｈｉｔｏｓａｎ－ＲＧＤＳＧＧＣ ｃｏｎｊｕｇａｔｅｓｃａｆｆｏｌｄ ｍａｔｅｒｉａｌ ｆｏｒ ｍｕｓｃｕｌｏｓｋｅｌｅｔａｌ ｔｉｓｓｕｅｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００５，（２６）２６：５３３９－５３４７． ［３８】ＺｈａｎｇＹ Ｆ，Ｗａｎｇ Ｙ Ｎ，Ｓｈｉ Ｂ，ｅｔ Ｄａ１．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００７，２８（８）：１５１５?１５２２．Ｈ Ｊ，ｅｔ ａ１．Ｐｒｅｐａｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ［３９】Ｈｏ Ｍ Ｈ，ＷａｎｇＭ，ＨｓｉｅｈＲＧＤ―ｉｍｍｏｂｉｌｉｚｅｄ ｃｈｉｔｏｓａｎｓｃａｆｆｏｌｄｓ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００５，（２６）１ ６：３ １ ９７－３２０６．Ｚ【４０】ＭａＬ，ＧａｏＣＹ ＭａｏＷ’ｅｔ ａ１．Ｃｏｌｌａｇｅｎ／ｃｈｉｔｏｓａｎｐｏｒｏｕｓｓｃａｆｆｏｌｄｓ ｗｉｔｈｉｍｐｒｏｖｅｄ ｂｉｏｓｔａｂｉｌｉｔｙ ｆｏｒ ｓｋｉｎ ｔｉｓｓｕｅ ４８３３．４８４１．ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００３，（２４）２６：【４ １】ＷａｎｇＸ Ｈ，Ｌｉ ＤＰ＇Ｗａｎｇ ＷＪ，ｅｔ ａ１．Ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄ ｃｏｌｌａｇｅｎ／ｃｈｉｔｏｓａｎ ｍａｔｒｉｘ ｆｏｒａｒｔｉｆｉｃｉａｌｌｉｖｅｒｓ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００３，（２４）１９：３２１３―３２２０．Ｉ，Ｂｅｒｔｈｏｄ Ｆ．Ｎｅｒｖｅ ｒｅｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ ｉｎａ［４２】Ｇｉｎｇｒａｓ Ｍ，Ｐａｒａｄｉｓｃｏｌｌａｇｅｎ－－ｃｈｉｔｏｓａｎｔｉｓｓｕｅ－ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄ ｓｋｉｎ １６５３．】６６１．ｔｒａｎｓｐｌａｎｔｅｄｏｎｎｕｄｅｍｉｃｅ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００３，（２４）９：１７静电纺丝制备胶原蛋（｜一壳聚糖纳米纤维仿生细胞外基质【４３】Ｔａｎ Ｗ，Ｋｒｉｓｈｎａｒａｊ Ｒ ＤｅｓａｉＴ Ａ．Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｎａｎｏｓｔｒｕｃｔｕｒｅｄ ｃｏｍｐｏｓｉｔｅｃｏｌｌａｇｅｎ―ｃｈｉｔｏｓａｎ ｍａｔｒｉｃｅｓ ｆｏｒ ｔｉｓｓｕｅ ２０３．２１０．ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ．Ｔｉｓｓｕｅ．Ｅｎｇ．２００１，（７）２：【４４】ＣｕｙＪ Ｌ，Ｂｅｃｋｓｔｅａｄ Ｂ Ｌ，Ｂｒｏｗｎ Ｃ Ｄ，ｅｔ ａ１．Ａｄｈｅｓｉｖｅ ｐｒｏｔｅｉｎ ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ ｗｉｔｈｏｎｃｈｉｔｏｓａｎ：Ｃｏｎｓｅｑｕｅｎｃｅｓ ｆｏｒ ｖａｌｖｅ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｇｒｏｗｔｈｔｉｓｓｕｅ－ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇｍａｔｅｒｉａｌｓ}