鄭蕊，杰永生，陳磊，靳少鋒，綦惠，孫磊，舒雄

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脫細胞真皮基質(zhì)/生物礦化膠原一體化骨軟骨支架的制備及其生物相容性的研究

鄭蕊，杰永生，陳磊，靳少鋒，綦惠，孫磊，舒雄

100035，北京積水潭醫(yī)院/北京市創(chuàng)傷骨科研究所骨庫

成功制備脫細胞真皮基質(zhì)/生物礦化膠原一體化骨軟骨支架，并進行理化性質(zhì)、生物力學(xué)與生物相容性評估，為骨軟骨缺損修復(fù)提供理論依據(jù)。

以物理和化學(xué)方法制備牛源脫細胞真皮基質(zhì)，利用磷酸三鈣和膠原，按照不同比例混合，利用自組裝和凍干技術(shù)，制備以脫細胞真皮基質(zhì)支架為軟骨層，生物礦化膠原為骨層的骨軟骨一體化雙相支架。通過大體觀察、掃描電鏡觀察、生物力學(xué)等檢測，對骨軟骨一體化支架進行理化性質(zhì)和力學(xué)性能評價。原代培養(yǎng)小鼠軟骨細胞和成骨細胞，并分別種植在脫細胞真皮基質(zhì)和生物礦化膠原雙相支架上，利用細胞毒、死/活細胞染色和增殖實驗等觀察細胞生長情況，測定骨軟骨一體化支架的生物相容性。

大體觀察表明支架各層間結(jié)合緊密，未出現(xiàn)明顯不連續(xù)和相互分離。掃描電鏡各層內(nèi)的孔隙結(jié)構(gòu)相互連通且均具有立體多維性，其中脫細胞真皮基質(zhì)、生物礦化膠原和雙相支架的孔徑分別為（121.6 ± 8.65）、（98.40 ± 5.56）和（103.2 ± 3.94）μm。同時三組支架的壓縮模量分別為（41.05 ± 11.69）、（108.0 ± 12.71）和（84.98 ± 8.51）kPa，彈性模量分別為（17.24 ± 3.93）、（28.98 ± 3.31）和（21.74 ±2.92）kPa。MTT 法表明骨軟骨一體化支架無細胞毒性。熒光顯微鏡觀察顯示，縱切的支架薄片上細胞生長分布均勻，表明支架生物相容性較好，CCK8 實驗表明支架可以維持良好的細胞活性。

脫細胞真皮基質(zhì)/生物礦化膠原骨雙相支架中上下層間的理化性能展示了骨軟骨組織結(jié)構(gòu)和力學(xué)方面的雙重仿生，為動物體內(nèi)實驗奠定了基礎(chǔ)，有望成為治療骨軟骨缺損修復(fù)的一種新手段。

脫細胞真皮基質(zhì)； 生物礦化膠原； 雙相支架； 骨軟骨

關(guān)節(jié)軟骨病變是一種常見臨床疾病，主要是由創(chuàng)傷炎癥、創(chuàng)傷及關(guān)節(jié)活動壓力造成軟骨的退化和病變，最終導(dǎo)致骨關(guān)節(jié)炎的發(fā)生[1-2]。由于關(guān)節(jié)軟骨缺少血管、神經(jīng)及未分化細胞，因而自身修復(fù)能力有限。目前臨床上采用的技術(shù)主要有：微骨折術(shù)、自體/異體軟骨移植、自體/異體軟骨細胞移植等[3-6]。但目前這些治療方法具有相應(yīng)的缺點，如形成纖維軟骨，承重區(qū)修復(fù)效果不明顯且易于復(fù)發(fā)等。同時供區(qū)有限，大塊軟骨缺損難以應(yīng)用，易造成疾病傳播和免疫排斥反應(yīng)等一系列問題，制約傳統(tǒng)治療方法對骨軟骨缺損修復(fù)的進展。

近年來，組織工程為臨床治療軟骨損傷提供了新的思路[7-8]，其中組織工程支架是非常重要的組成部分，所以選擇合適的骨軟骨支架材料至關(guān)重要。考慮骨軟骨層不同結(jié)構(gòu)的理化性質(zhì)、生物化學(xué)和生物力學(xué)特性，最佳的策略是設(shè)計骨軟骨一體化雙層支架，滿足骨和軟骨再生不同需求。此外，能保持不同組分相鄰但物理分開，而且可以防止骨軟骨脫層發(fā)生。目前已應(yīng)用于骨軟骨一體化支架的材料包括多種天然的、合成的高分子材料[9-11]，如固體多孔支架或纖維支架、水凝膠等，以我們前期研究成果為基礎(chǔ)[12]，采用脫細胞技術(shù)去除小牛真皮的細胞抗原和細胞核物質(zhì)，但保留其天然細胞外基質(zhì)成分和生物活性物質(zhì)，脫細胞真皮基質(zhì)（acellular dermal matrix，ADM）可以提供細胞生長的天然微環(huán)境，具有良好的細胞及生物相容性，是軟骨修復(fù)適合的支架材料。磷酸三鈣的孔徑孔隙率和機械強度與正常骨組織無顯著差異，是骨修復(fù)的理想材料。

本實驗擬選用小牛 ADM、生物礦化膠原和磷酸三鈣原材料，以 ADM 作為支架上層，生物礦化膠原作支架下層，聯(lián)合運用自組裝技術(shù)和冷凍干燥等技術(shù)，制備高度仿生性的骨軟骨結(jié)構(gòu)一體化雙相支架，并對其理化性能及生物相容性進行檢測，為后續(xù)的動物實驗打下基礎(chǔ)，給組織工程修復(fù)骨軟骨缺損構(gòu)建一種具有一體化結(jié)構(gòu)的復(fù)合支架材料。

1 材料和方法

1.1 材料

1.1.1 主要試劑 新鮮的牛跟腱、新鮮牛皮、胃蛋白酶、胰酶、高糖 DMEM、低糖 DMEM 和胎牛血清（FBS）均購自美國 Gibco 公司；MTT、氯化鈉、磷酸三鈣、無水乙酸、甲醛、I 型膠原酶和 DAPI 染料購自美國 Sigma 公司；CCK8 試劑盒購自東仁化學(xué)科技（上海）有限公司。

1.1.2 儀器 CO2細胞培養(yǎng)箱為美國 Shellab 公司產(chǎn)品；SEM-6380LV 型掃描電鏡購自日本電子株式會社；往復(fù)式真空泵為上海益化真空設(shè)備有限公司產(chǎn)品；倒置相差顯微鏡購自日本 Olympus 公司；SHW200R 型勻漿機購自上海盛海威電氣儀表有限公司；冷凍大容量離心機購自湘儀離心機儀器有限公司；熒光顯微鏡購自德國 Leica 公司；Instron 5565 材料試驗機購自美國 Instron 公司。

1.2 方法

1.2.1 生物礦化膠原制備 牛跟腱 5 g，剪碎，置于 0.5 mol/L 乙酸溶液中，并加入 2.5 g胃蛋白酶，勻漿機勻漿。4000 r/min 離心 30 min，取上清，加入 20% NaCl 500 ml。4000 r/min 離心 15 min，棄上清。取沉淀，約 100 ml，加入蒸餾水 400 ml，0.5 mol/L 乙酸 15 ml，置于透析袋，透析 4 d，每日換水。透析結(jié)束后，加入 0.5 mol/L 乙酸 10 ml，4 ℃保存，膠原和β-磷酸三鈣質(zhì)量比 3:7 通過勻漿機高速混勻，制備生物礦化膠原懸液。

1.2.2 小牛 ADM 的制備 ①脫細胞處理：取新生小牛背部皮膚，脫毛、清洗，乙酸溶液浸泡溶脹 2 h，使皮膚表皮、真皮和皮下組織各層有相對明顯的界線，電動取皮刀切取厚度為 1 ~ 2 mm 的真皮層。流水沖洗乙酸后，室溫下用 0.5% SDS 溶液水平振蕩脫細胞 2 h，更換新的 SDS 溶液，再繼續(xù)作用 2 h，流水沖洗過夜。蒸餾水再次沖洗 20 次后，冷凍干燥機中凍干。②結(jié)構(gòu)重塑：脫細胞真皮基質(zhì)置于 0.5% 胰蛋白酶溶液，室溫超聲振蕩2.5 h，冷凍干燥機中凍干。③交聯(lián)：結(jié)構(gòu)重塑后，用甲醛作為交聯(lián)劑室溫浸泡 2 h。PBS 沖洗 3 次，流水沖洗過夜，以去除殘留的交聯(lián)劑，再用蒸餾水清洗 20 次后凍干，冷凍干燥，60Co 照射后備用。

1.2.3 一體化支架的制備 生物礦化膠原懸液作為一體化支架下層，ADM 作為一體化支架上層。首先將冷凍干燥 ADM 放入聚丙烯圓筒形模具中（內(nèi)徑5 mm；高5 mm），將制備的生物礦化膠原懸液經(jīng)脫氣后，緩慢注入模具中。為使接觸界面緊密，使懸液固化成型，即在–80 ℃冰箱內(nèi)維持2 h，冷凍樣品最終在冷凍干燥機內(nèi)真空條件下冷凍干燥 48 h，脫模后成功取出支架。另制備 ADM 單相支架和生物礦化膠原單相支架同期對照，最后將制作好的支架用 20 kGy60Co γ 射線輻照滅菌后，4 ℃條件下密封保存?zhèn)溆谩?/p>

1.2.4 支架的結(jié)構(gòu)特征觀察 ①取支架進行大體觀察及 Micro-CT 觀察：通過Micro-CT 斷層掃描成像技術(shù)，分析骨軟骨一體化雙相支架每層孔隙率及孔徑大小。②掃描電鏡觀察：將骨軟骨一體化雙相支架的每層于水平面和垂直面切開，并固定于鋁質(zhì)底座上，進行離子濺射噴金，在加速電壓下進行掃描電鏡觀察。③骨軟骨一體化支架溶脹率測定如下：冷凍干燥支架稱重稱為干重（Wd），然后在指定時間內(nèi)浸入 37 ℃的 PBS 緩沖液（pH = 7.4），分別取出支架稱重稱為濕重（Ws）（n = 3），支架溶脹率計算如下：（Ws – Wd）/ Wd × 100%。

1.2.5 力學(xué)測試 將凍干后三種支架制備直徑6 mm、高 6 mm 的圓柱體，支架樣本處于完全濕潤狀態(tài)，支架在室溫下浸泡于去離子水至測試時取出。將樣本置于定制的上下兩層剛性夾板之間，Instron 5565 材料試驗機，最大應(yīng)變達總應(yīng)變的 20% 時停止。記錄相關(guān)測試數(shù)據(jù)自動輸出，根據(jù)應(yīng)力-應(yīng)變曲線的線性變化部分，并計算相應(yīng)的壓縮模量。彈性模量檢測：將三種支架固定于 Instron 5565 材料試驗機上下兩層夾板間，以 0.01 mm/s 的恒定拉伸速率進行位移控制，以雙層界面各自分離為極限拉伸強度，最終測定其彈性模量。

1.2.6 細胞毒性檢測 支架浸提液制備：取支架根據(jù)表面積體積比，計算出所需的DMEM 培養(yǎng)液量。將計算好的 DMEM 培養(yǎng)液加入無菌裝有支架的離心管內(nèi)，在 37 ℃溫箱孵育 24 h 后，取上清液過濾，即為支架浸提液。實驗組及 MTT 檢測方法：取 L929成纖維細胞培養(yǎng)使其貼壁與生長，24 h 后胰蛋白酶消化計數(shù)，每孔 100 μl，細胞濃度 4 × 107個/L 鋪板，分 2 組培養(yǎng)，每組 3 孔。將原培養(yǎng)液倒掉，實驗組和對照組分別加入骨軟骨一體化支架浸提液和正常 DMEM 培養(yǎng)液進行細胞培養(yǎng)。培養(yǎng) 2、4 和 7 d 取 1 塊板，棄去培養(yǎng)液，每孔加入 20 μl MTT 液于無菌培養(yǎng)箱內(nèi)培養(yǎng)；4 h 后每孔加入 150 μl DMSO，振蕩均勻后，于 492 nm 處測定吸光度（）值。

1.2.7 小鼠關(guān)節(jié)軟骨和成骨細胞 分別取新生小鼠膝關(guān)節(jié)和顱骨。然后，將樣品切成片，采用0.2 % II 型膠原酶和I 型膠原酶分別消化軟骨切片和顱骨切片。在完全消化后，分離細胞懸液過濾、離心。然后，將獲得軟骨和成骨細胞培養(yǎng)到 P3備用，用 PBS 對 ADM 和生物礦化膠原支架進行 3 次洗滌，分別接種軟骨細胞和成骨細胞。接種 12 h 后，將支架/細胞復(fù)合材料移入另一個空 24 孔板。在不同的時間間隔（1、4 和 7 d）用 CCK8 法檢測細胞數(shù)增殖情況。

1.2.8 死/活細胞染色 將 P3代的小鼠軟骨細胞和成骨細胞分別種植到支架上，種植大約 8 ×106個細胞構(gòu)建細胞-支架復(fù)合體，37 ℃和 5% CO2培養(yǎng)箱孵育 3 d 和 7 d后，將其用刀片切成均勻薄片取出，在避光條件下進行死/活細胞染色，無菌 PBS 溶液清洗 2 次，棄掉反應(yīng)后的液體，再次用 PBS 液清洗細胞-支架復(fù)合物薄片 2 次。加入 DAPI 孵育 5 min，PBS 清洗 2 次，然后進行熒光顯微鏡觀察。

1.3 統(tǒng)計學(xué)處理

2 結(jié)果

2.1 骨軟骨一體化支架的結(jié)構(gòu)特征

采用改良自組裝技術(shù)和冷凍干燥技術(shù)成功制備出新型的 ADM/生物礦化膠原一體化支架，該支架的界面區(qū)域均顯示出良好的連續(xù)性。界面處整合良好，未出現(xiàn)裂隙及分層現(xiàn)象（圖 1A 和 1B）。ADM 和生物礦化膠原各自的孔隙結(jié)構(gòu)是顯著不同的（圖 1C），ADM 內(nèi)呈縱向平行疏松的孔道（圖 1D），生物礦化膠原的結(jié)構(gòu)相對致密（圖 1E）。骨軟骨一體化支架的橫切面呈多孔網(wǎng)狀，內(nèi)部有良好的孔隙（圖 1F）。

2.2 骨軟骨一體化支架的理化特性

軟骨組織工程不僅需要一個相互連接的多孔支架結(jié)構(gòu)，也需要合理的孔徑及分布。Micro-CT 測定 ADM、生物礦化膠原和一體化雙相支架的結(jié)構(gòu)孔徑，ADM 孔徑和生物礦化膠原孔徑分別為（121.6 ± 8.65）μm 和（98.40 ± 5.56）μm，一體化雙相支架平均孔徑為（103.2 ± 3.94）μm，有利于細胞培養(yǎng)（圖 2A）。采用溶脹平衡測定法，三種支架凍干樣品吸收 PBS 緩沖液 30 min 內(nèi)逐漸達到溶脹平衡。在相同時間內(nèi)，ADM 溶脹率高于生物礦化膠原的溶脹率，結(jié)構(gòu)一體化支架的綜合溶脹率在兩者之間，骨軟骨一體化支架溶脹率的變化與對應(yīng)的支架多孔性一致。結(jié)果表明，較大的孔徑和較高的多孔性使得它有更多的儲水空間，導(dǎo)致吸水率增加（圖 2B）。

Figure 1 Morphological characterization of osteochondral integrated scaffold (A: The lateral gross morphology observation; B: The vertical gross morphology observation; C: The vertical section; D: The upper structure of scaffold; E: The lower structure of scaffold; F: The lateral section)

圖 2 骨軟骨一體化支架的物理化學(xué)特性（A：孔徑；B：溶脹率）

Figure 2 The physicochemical properties of osteochondral integrated scaffold (A: The pore sizes; B: Swelling abilities)

Figure 3 Viability, proliferation and attachment of cells on osteochondral integrated scaffold (A: Cell cytotoxicity detected by MTT assay; B: Cell proliferation on the ADM and biomineralized collagen measured; C: ADM determined by DAPI staining for 3 days;D: ADM determined by DAPI staining for 7 days; E: The biomineralized collagen determined by DAPI staining for 3 days; F: The biomineralized collagen determined by DAPI staining for 7 days)

2.3 骨軟骨一體化支架的生物力學(xué)性能測定

支架的力學(xué)性能是軟骨缺損修復(fù)的主要因素，其中植入缺陷區(qū)域的動態(tài)加載起關(guān)鍵作用。力學(xué)測試結(jié)果表明 ADM、生物礦化膠原和雙層支架的壓縮模量分別為（41.05 ± 11.69）、（108.0 ±12.71）和（84.98 ± 8.51）kPa。骨軟骨一體化雙相支架層間結(jié)合緊密，其中 ADM 的彈性模量為（17.24 ± 3.93）kPa，生物礦化膠原的彈性模量則為（28.98 ± 3.31）kPa，雙層支架的彈性模量為（21.74 ± 2.92）kPa。

2.4 骨軟骨一體化支架的體外生物相容性檢測

MTT 檢測顯示，骨軟骨一體化支架和正常組均能促進 L929 細胞生長，各時間點實驗組與正常組比較值差異無統(tǒng)計學(xué)意義（> 0.05）（圖 3A），表明支架材料無細胞毒性。其次，軟骨細胞和成骨細胞分別種植 ADM 和生物礦化膠原支架上，CCK8 測定支架在不同時間間隔的細胞增殖情況。隨著培養(yǎng)時間的增加，7 d 后軟骨細胞和成骨細胞在上下層支架上與 1 d 相比，軟骨和成骨細胞增殖 3 倍左右且無明顯差異（圖 3B），這表明骨軟骨一體化支架有利于細胞存活。此外，分別在ADM 和生物礦化膠原上培養(yǎng)軟骨細胞和成骨細胞，連續(xù)培養(yǎng) 3，7 d 后，ADM 和生物礦化膠原中細胞核用 DAPI 染色，熒光顯微鏡結(jié)果表明通過 3 d 和 7 d 培養(yǎng)，ADM 表面發(fā)現(xiàn)逐漸增多的紫色熒光的活細胞（圖 3C 和 3D），同時在生物礦化膠原表面也發(fā)現(xiàn)增多的紫色熒光的活細胞（圖 3E 和 F）。實驗結(jié)果提示骨軟骨一體化支架有良好的生物相容性。

3 討論

由于創(chuàng)傷、運動等原因造成的軟骨損傷最終導(dǎo)致骨性關(guān)節(jié)炎是骨科臨床的難點，骨軟骨組織工程給人們帶來了新的希望。因為骨軟骨在解剖結(jié)構(gòu)上緊密相連，單一的軟骨修復(fù)難以與骨界面整合，而骨軟骨復(fù)合支架將形成軟骨-骨連接面，這樣不僅加快了愈合速度，而且可以仿生其生物力學(xué)性能。因此，能夠固定和保持良好穩(wěn)定性的一體化組織工程支架成為軟骨組織工程研究焦點[13-14]。根據(jù)骨軟骨結(jié)構(gòu)特點，課題組構(gòu)建脫細胞真皮基質(zhì)/生物礦化膠原一體化支架，真皮來源的細胞外基質(zhì)來源于動物皮膚組織，去除了皮膚表皮和真皮層中的細胞成分，而保留了真皮的膠原和基底膜成分。這種材料在組織工程中有其獨特優(yōu)勢，不僅能起到支撐作用，同時可以調(diào)節(jié)細胞增殖、移行及分化。除此之外，真皮來源的細胞外基質(zhì)可以通過生長因子和細胞因子等來調(diào)節(jié)信號轉(zhuǎn)導(dǎo)，具有良好的生物相容性[15]，有利于細胞的黏附與生長。β-磷酸三鈣與人體骨骼無機成分相似，生物相容性好，易生物降解吸收，具有很好的力學(xué)性能和成骨誘導(dǎo)性，是骨軟骨一體化多相支架骨層重要組成部分[16]。另外，膠原蛋白具有良好組織相容性及具有較高的生物黏性，可以很好地將β-磷酸三鈣粉末連接固定在一起，通過逐層冷凍制備支架，可形成互相交錯、滲透、緊密結(jié)合的結(jié)構(gòu)，有效防止骨軟骨雙相支架層與層之間出現(xiàn)脫離，實現(xiàn)交界面緊密無縫連接的一體化設(shè)計。本實驗通過物理和化學(xué)的方法制備脫去真皮的細胞，充分保留了細胞外基質(zhì)中膠原與多糖等成分，其良好的生物學(xué)特性非常有利于種子細胞與周圍正常組織細胞的黏附與生長。通過掃描電鏡觀察支架微觀結(jié)構(gòu)可見，軟骨層內(nèi)孔隙間連通性良好，同時骨層有較高的孔隙率與相對較大的孔徑，故其有利于組織內(nèi)細胞間氧氣與營養(yǎng)物質(zhì)的交換，促進細胞的生長與增殖，表現(xiàn)出較好的力學(xué)性能。目前已證明 β-磷酸三鈣可增強一體化支架力學(xué)性能，也可提高來自 MSCs 成骨分化的能力。但是單純的β-磷酸三鈣不具備很好的可塑性，通過β-磷酸三鈣與膠原的不同質(zhì)量比混合，發(fā)現(xiàn)其質(zhì)量比為 7:3 時，冷凍干燥骨層支架的力學(xué)性能與吸水能力表現(xiàn)均衡。因此，本研究中一體化雙相支架制備過程中，ADM 層、β-磷酸三鈣與膠原逐層冷凍，結(jié)果顯示一體化支架各層間無明顯分層現(xiàn)象。此外，MTT 檢測、熒光染色和 CCK8 實驗結(jié)果表明骨軟骨一體化雙相支架有良好的細胞相容性。

本研究制備新型骨軟骨一體化雙相支架，并通過體外實驗證明其良好的生物相容性和力學(xué)特性，進一步探究其修復(fù)關(guān)節(jié)骨軟骨缺損的可行性。但本實驗作為體外實驗的前期研究，難以模擬動物體內(nèi)關(guān)節(jié)軟骨復(fù)雜的動態(tài)微環(huán)境[17]，對將該多相支架植入動物體內(nèi)的修復(fù)再生表現(xiàn)尚不明確。因此，下一步研究應(yīng)將骨軟骨一體化雙相支架植入動物體內(nèi)，觀察其對骨軟骨缺損的修復(fù)再生效果，為臨床轉(zhuǎn)化與應(yīng)用做進一步努力。

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Study on preparation and biocompatibility of the acellular dermal matrix/biomineralized collagen diphasic osteochondral integrated scaffold

ZHENG Rui,JIE Yong-sheng, CHEN Lei, JIN Shao-feng, QI Hui, SUN Lei, SHU Xiong

Beijing Jishuitan Hospital, Beijing Institute of Traumatology and Orthopaedics, Beijing 100035, China.

To manufacture an acellular dermal matrix/biomineralized collagen diphasic osteochondral scaffold and then evaluate the physical and chemical properties, biomechanics and biocompatibility of the scaffold to provide theoretical basis for the repair of osteochondral defects.

Bovine acellular dermal matrix was prepared by physical and chemical methods such as acellular, pepsin and cross-linking. Bone-cartilage integrated biphasic scaffolds with acellular dermal matrix (ADM) as cartilage layer and biomineralized collagen (DCS) as bone layer were prepared by mixing tricalcium phosphate and collagen in different proportions and using self-assembly and freeze-drying technology. We constructed the acellular dermal matrix scaffold (ADM), biomineralized collagen scaffold (DCS), and ADM/DCS scaffold (ADM/DCS), respectively, and then the physical and chemical properties and mechanical properties of osteochondral integrated scaffolds were evaluated by gross observation, scanning electron microscopy and biomechanical testing. The primary cultured chondrocytes and osteoblasts cells of mice were implanted into acellular dermal matrix and biomineralized collagen, respectively. The scaffold was observed by cytotoxicity, dead/living cell staining and proliferation experiments.

Gross observation showed that the scaffolds were closely interlaminar, without obvious discontinuity and separation. The pore structures in each layer of the scanning electron microscope were interconnected and multidimensional. The pore sizes of ADM, DCS and biphasic scaffolds were (121.6 ± 8.65), (98.40 ± 5.56) and (103.2 ± 3.94) μm, respectively. At the same time, the compression modulus of the three groups of scaffolds were (41.05 ± 11.69), (108.0 ± 12.71) and (84.98 ± 8.51) kPa, and the elastic modulus were (17.24 ± 3.93), (28.98 ± 3.31) and (21.74 ± 2.92) kPa. The result from MTT assay showed that the osteochondral scaffold had no cytotoxicity. Cells grew evenly on the scaffold, indicating that the scaffolds had good biocompatibility. The data from CCK8 experiments showed that the scaffold possessed excellent biocompatibility.

The physical and chemical properties between the upper and lower layers of the ADM/DCS biphasic scaffolds demonstrate the dual biomimetic structure and mechanics of osteochondral tissue, which lays a foundation for further researchexperiments. Meanwhile, it becomes a new method for osteochondral defect repair.

Acellular dermal matrix; Biomineralized collagen; Diphasic scaffold; Osteochondral

SHU Xiong, Email: shuxiong654321@aliyun.com; SUN Lei, Email:dr_sunlei@263.net

北京市屬醫(yī)學(xué)科研院所科技發(fā)展項目（PXM2017_026275_ 000004）

舒雄，Email：shuxiong654321@aliyun.com；孫磊，Email：dr_sunlei@263.net

2019-01-17

10.3969/j.issn.1673-713X.2019.02.004