由静电纺丝技术制备出的生物高分子纳米纤维材料,与细胞外基质的形态结构相似,具有极大的比表面积和高孔隙率等特点,已被用于制备组织工程支架、创伤敷料、药物缓释载体等生物医用材料。将静电纺丝纳米纤维材料用于口腔牙周组织缺损的治疗,不仅能够阻止上皮结缔组织长入缺损区域,还可以促进牙周组织的再生。然而,现有单一组分的材料很难满足口腔临床治疗的复杂性,因而要求通过复合不同组分和不同结构的纳米纤维材料,来实现组织/骨引导再生。此外,结合骨组织自愈合的特性,由静电纺丝制备三维复合纳米纤维支架材料,来模拟骨再生过程中形成的网状骨,可促进新生组织与支架材料的整合,加速新骨的生长,缩短愈合时间。本文利用静电纺丝技术制备新型齿科用引导组织再生(GTR)复合纳米纤维材料。通过进行材料组分、表面修饰、力学性能以及细胞相容性等方面的研究,评价这类新型生物材料用于引导组织/骨再生的可行性和优越性。首先,通过采用混合溶剂体系,优化了聚乳酸(PLLA)纳米纤维膜和聚乳酸/羟基磷灰石(HA)复合纳米纤维膜的静电纺丝制备工艺,不仅使纳米纤维的直径明显降低,而且还改善了静电纺丝过程的稳定性。经过热牵伸处理后,PLLA纳米纤维的直径随牵伸比的增大而逐渐减小,直径分布变窄,纤维间隙变小,而平均拉伸强度和拉伸模量最高分别达到了103MPa和1.83GPa。经过碱液刻蚀和浸渍明胶水溶液处理后,在PLLA纳米纤维和PLLA/HA纳米纤维的表面均匀地包覆了一层明胶膜,材料的水接触角均由130°下降到60°左右,亲水性明显得到改善。其次,通过提高纺丝体系的温度,成功地由明胶水溶液通过静电纺丝制备出了明胶纳米纤维膜材料。适宜的温度是实现明胶水溶液进行静电纺丝的首要条件,通过调整纺丝温度、明胶水溶液的浓度和其它工艺参数,可获得不同直径的明胶纳米纤维材料。采用1-乙基-(3-二甲基氨基丙基)碳二亚胺(EDC)和N-羟基琥珀酰亚胺(NHS)对明胶纳米纤维膜材料进行化学交联处理,改善了材料的耐水性、热稳定性和力学抗拉性能。虽然在交联过程中明胶纳米纤维发生了收缩和粘连现象,但膜的孔隙仍得以维持。交联明胶纤维膜吸水溶胀后表现出良好的弹性,有利于覆盖缺损区域,避免发生破裂而导致修复失败。此外,在分散剂泊洛沙姆(Poloxamer F-68)的作用下,由混合了磷酸三钙(β-TCP)纳米粒子的明胶水溶液还制备出明胶/β-TCP混杂纳米纤维膜材料,β-TCP纳米粒子被包裹在明胶纳米纤维上并均匀分散。通过进一步将上述纳米纤维膜材料进行优化组合,可设计并制备出多层复合纳米纤维引导组织再生膜材料:表层采用致密的聚乳酸纳米纤维,作为物理屏障以阻隔牙龈成纤维细胞进入缺损区域;中间层采用牵伸取向的聚乳酸平行纤维,提供足够的力学强度防止材料破裂;以疏松多孔的明胶/磷酸钙盐杂化纳米纤维作为底层,实现引导组织/骨再生的功能。为了模仿天然网状骨的成分与结构,本文将静电纺丝技术与溶胶-凝胶技术相结合,通过调整初始钙磷比,控制反应体系pH值、纺丝液组成和烧结温度,成功制备出高纯度和高结晶度的β-TCP纳米纤维支架材料,并通过浸渍法在β-TCP纳米纤维的表面涂覆胶原等天然聚合物,不仅提高支架材料的整体稳定性,而且具有促进成骨类细胞的黏附、增殖及分化的生物学活性,有望进一步提高骨再生效率。本文最后对上述制备的复合纳米纤维膜及纳米纤维支架材料进行了细胞毒性试验(MTT实验)和人牙周膜细胞(hPDLCs)及成骨样细胞(MG-63)的体外复合培养实验等生物相容性检测。MTT检测结果显示,第7天时PLLA/HA组hPDLCs的活细胞数均大于PLLA组,有显著性差异。交联后的明胶纳米纤维膜明显能够促进hPDLCs细胞的增殖并随着时间推移细胞活性增加。β-TCP/胶原纳米纤维支架组的细胞数量在第5天时明显高于β-TCP纳米纤维材料组。通过扫描电镜观察不同表面形貌及不同组分的材料上细胞黏附与增殖情况,并结合复合培养的石蜡切片观察,综合评价这两种生物材料的细胞相容性。观察结果显示,所有制备的纳米纤维材料均能使细胞很好地黏附并且实现增殖:在优化后的PLLA和PLLA/HA纳米纤维膜上,PLLA/HA组较PLLA组更有利于hPDLCs的生长;石蜡切片结果显示,热牵伸后的PLLA平行纤维膜组有良好的阻隔效应,细胞仅聚集在膜的表面;hPDLCs在明胶纤维膜表面均匀分布,细胞生长状况良好;MG-63与β-TCP/胶原纳米纤维支架复合培养24小时后的生长状态明显优于β-TCP组,石蜡切片可见β-TCP/胶原复合纤维支架组有更多的细胞浸润到支架内部。综上所述,上述由静电纺丝所制得复合纳米纤维膜材料和支架材料均具有良好的生物相容性和力学适用性,有望成为新一代纳米复合生物材料,用于口腔临床的引导组织/骨再生治疗。