王培志[1]2003年在《多孔海绵状纯钛种植材料的细胞生物相容性研究》文中研究指明口腔种植材料植入牙槽嵴之后，种植体与骨组织之间的结合面主要分为骨性结合界面和纤维骨性结合界面，其中以骨性结合较为理想。现有的多种种植体系具有不同的形态，有的种植体还进行了表面的活化处理，其目的都在于使种植体植入机体后，种植体与骨组织之间形成良好的骨性结合界面，从而提高种植手术的成功率，以及种植修复的成功率和修复的效果。 在本实验中，我们通过借鉴天然骨以及具有珊瑚状结构的多孔型羟基磷灰石和某些有多孔结构的高分子材料的多孔形式，将纯钛种植体试制成具有多孔的海绵状的叁维立体结构的形式，使纯钛种植体具有类似天然骨的连续微孔结构，以支持和诱导新生骨不断向纵深生长延伸，最后完全填充整块材料，从而在植入后形成良好的骨性结合。在实验中，我们用粉末冶金的方法对一定粒度的纯钛珠颗粒进行烧结成形，从而成功制备了具有连续多孔状叁维结构的纯钛种植体。并且对制成的种植体在体外进行了成骨细胞的细胞相容性研究。通过对细胞形态的观察和对细胞增殖活性的检测，结果发现 1、成骨细胞在试件的表面生长良好，形成了一定的叁维结构，并成功的长 入连续的孔隙之中，显示出良好的成骨细胞的细胞相容性。 2、、制成的多孔纯钦与喷砂处理后的钦片在细胞增殖率上相比较有所提高， 其细胞毒性同为0级，统计分析显示粒度为800um的多孔材料对MSC细 胞的增殖有较明显影响(P<0 .05)。 从试验的结果来看，将纯钦种植体制备成叁维多孔结构是可行的，它有利于成骨细胞的粘附和伸展，所附着的细胞表现出较好的功能活性，这有利于植入以后形成良好的骨性结合，从而获得足够的骨结合力。
周健[2]2016年在《钛复合纳米氧化锌多孔抗菌涂层的制备及在经皮种植中的初步研究》文中研究表明目前经皮种植体失败率高仍然是一个未能解决的问题,其主要的原因是植体弹性模量过高和容易被细菌感染等,如何能够使经皮植体既有较低的弹性模量同时又具备较强的抗菌能力一直是研究者们努力的方向。激光立体成型技术可以将钛粉熔覆于植体表面形成多孔钛涂层,大幅减低植体表面的弹性模量。如果能在钛粉原料中加入一种热稳定性好的抗菌粉末,一同熔覆于植体表面形成多孔抗菌涂层,那么势必能大幅提高经皮种植的成功率。纳米氧化锌热稳定性好,抗菌能力强且生物相容性好。本课题以钛粉和纳米氧化锌混合粉末为原料,利用激光立体成型法在钛基材表面制备多孔抗菌涂层,探讨了原料粉末抗菌剂添加比例、扫描速率、偏移距离对涂层性能的影响规律;在优化的工艺条件下,在纯钛表面制备出了钛复合纳米氧化锌多孔抗菌涂层;并对该涂层的理化性能、抗菌和生物相容性经行了评价,探索出了一种纯钛表面多孔抗菌涂层制备的新方法,为下一步应用于经皮种植领域奠定实验基础。研究方法1.通过分组设计,进行涂层的成型制备,利用扫描电镜、能谱分析等技术和力学实验,分析原料粉末抗菌剂添加比例、扫描速率、偏移距离对涂层宏观形貌、孔隙率和涂层结合强度的影响规律。2.在优化的条件下,在纯钛表面制备出钛复合纳米氧化锌多孔抗菌涂层,同时筛选临床常用的表面处理方法喷砂粗化法和微弧氧化法制备试件,以抛光纯钛为对照组,利用扫描电镜、能谱分析、接触角测量等技术评价这四组的表面物理性质。3.采用压缩测试法,得到钛复合纳米氧化锌多孔抗菌涂层的应力-应变曲线,对其弹性模量进行研究。4.采用扫描电镜和孔隙率测试技术对钛复合纳米氧化锌多孔抗菌涂层的叁位立体结构进行研究。5.采用金葡菌与材料共培养技术研究涂层材料相关的抗菌性能。6.采用大鼠成骨细胞与材料共培养技术研究涂层材料与成骨相关的生物学性能。研究结果1.在钛粉原料中加入纳米氧化锌粉末,利用激光立体成型技术在纯钛表面制备多孔“抗菌环带”的方法实际可行,其中纳米氧化锌质量比为10﹪时所制备的涂层含有锌元素并且涂层质量较好。2.当扫描速率为4.5mm/s时,涂层孔隙率最佳且与钛基材结合强度高。3.当扫描速率为4.5mm/s时,偏移距离为1200μm时涂层与钛基材结合强度最高,达到51.70±3.72mpa。4.获得了制备钛复合纳米氧化锌多孔抗菌涂层的优化工艺参数,即纳米氧化锌添加质量比为10﹪、扫描速率4.5mm/s、偏移距离1200μm;在上述优化参数下制备出了多孔抗菌涂层;该涂层多孔结构比较规则的,孔径大小约为450μm左右,涂层的连通性较好,并且在涂层表面检测到锌元素。5.涂层在显微镜下呈现叁维立体的多孔结构,孔隙相互连通,其主要元素为氧、钛、锌元素,其亲水性明显优于微弧氧化组和喷砂粗化组。6、获得了涂层的应力应变曲线,得到了涂层的弹性模量,其数值为16.6gpa,与人体骨组织弹性模量一致。7.可以将涂层制备成任意厚度,其正面平均孔径为450μm,孔隙率为42.6﹪;其侧面平均孔径为300μm,孔隙率为36.8﹪。8.涂层的抗菌率在14d内均达到98%以上,并且几乎没有衰减;而微弧氧化涂层和单纯多孔钛涂层并没有抗菌效果。9.成骨细胞能够在涂层的表面良好地粘附和铺展,同时也表现出较强的增殖能力和ALP活性。结论在优化的工艺条件下,激光立体成型技术可以在纯钛表面制备出钛复合纳米氧化锌多孔抗菌涂层,该涂层与基材结合良好,具备孔隙相通的叁维立体结构,并且弹性模量与骨组织一致,浸润性好,具备长效的抗菌能力,能够促进成骨细胞的早期粘附和增殖。
杨晓喻[3]2004年在《成骨细胞和牙周膜细胞在不同钛种植体表面附着与矿化的机理研究》文中提出种植修复因其所具有的特殊优越性正越来越被更多的推广应用到临床上,这种修复方式代表了口腔修复的未来发展方向。但是,种植体能否与牙槽骨很好的整合在一起,种植体周软组织与种植体的关系等是关系到种植体能否成功的最关键因素。什么样质地的种植体表面或者怎样处理种植体表面才有利于骨细胞和牙周膜细胞在其表面的附着、繁殖并生长呢?本论文通过对钛种植体表面的组成、结构、特别是微结构和表面化学基团对蛋白质,成骨细胞和牙周膜细胞的粘附、分化影响的研究,探寻出有利于骨整合形成或种植体周牙周膜形成的种植体表面。 实验将原代培养的成骨细胞、牙周膜细胞接种在酸碱处理的钛表面和类骨磷灰石沉积的钛表面,用倒置显微镜和荧光显微镜观察细胞在材料表面附着情况;以生长曲线的测定考察其增殖情况;用MTT检测细胞活力状况;以ALP活性时间变化曲线测定其矿化能力;流式细胞仪检测其DNA的合成情况。综合比较了两种细胞在不同表面的生长状态。 结果发现:粗糙的种植体表面有利用于细胞附着,同时为细胞生长提供了叁维空间的支持,钙盐沉积在这种叁维结构上,将有利于形成与种植体紧密结合的新生骨或新生类牙骨质,从而达到良好的种植体周骨整合。无论是成骨细胞还是牙周膜细胞,在酸碱处理的钛表面和类骨磷灰石沉积的钛表面都表现出较好的矿化能力,尤其在类骨磷灰石沉积表面,其ALP活性高于普通培养的细胞,说明该表面有利于提高骨诱导能力。
陈跃军[4]2009年在《叁维分级多孔钛植入体的制备及性能研究》文中进行了进一步梳理钛和钛合金具有良好的力学性能和生物相容性,是主要的外科植入件优选的替代材料。目前医用钛在临床应用中主要存在着以下问题：一是生物力学相容性相对较差,其弹性模量与人体硬组织不匹配；二是生物活性较差,不能与人体硬组织形成化学骨性结合。因此,有必要降低弹性模量以提高其生物力学相容性以及表面改性以提高其生物活性。医用多孔钛是基于生物组织可以长入,提高机械固定作用而开发的,这就要求多孔钛具有足够的孔隙率及孔径大小,并且还须具备一定的力学性能。然而,孔隙的增加必然导致力学性能的下降,如何在具备较高孔隙率及良好孔隙结构的同时,使多孔钛达到与人体自有骨组织相匹配的力学性能,这一直是医用多孔钛研究及应用中存在的问题。另外,目前医用多孔钛还存在连通孔的闭塞率较高,孔径大小不合理等问题,而叁维贯通的孔隙结构及合适的孔径大小对于骨组织的修复过程也有着重要影响。粉末浆料发泡法通常用于多孔陶瓷的制备,操作简便,成本低,不需要加压处理,本文选用此方法来制备多孔钛植入体。根据金属钛粉末的性质特点,本研究对传统浆料发泡法的工艺方法及参数(如粘结剂的选择,发泡剂用量及发泡时间,烧结温度和保温时间等)进行改进,制备出具有叁维连通孔隙的多孔钛,并表征了其物理性能、孔隙特征以及力学性能,研究了发泡剂用量、烧结温度等对多孔钛表面形貌和力学性能的影响；随后,通过化学处理活化其表面,并构建了一种具有分级多孔结构的多孔钛种植体；分别通过体外仿生矿化和小牛血清蛋白吸附试验,考察了活化处理及多孔结构对诱导矿化和蛋白吸附的影响；通过体外细胞培养,评价了多孔钛的细胞相容性；通过动物体内实验,考察其对骨整合的影响；最后,对含钇的多孔钛种植体的性能进行了初步研究。本文首先对发泡剂、烧结温度等工艺参数对多孔钛孔隙率、显微组织以及表面形貌的影响进行了研究。结果表明,当发泡剂用量为10%、25%、40%时,多孔钛孔隙率分别为48%、64%及76%;烧结温度对多孔钛的物理性能和表面形貌有重要影响,当烧结温度升高时,烧结体线收缩率增大,孔的形状由不规则形状逐渐变成圆形,并且烧结颈变粗大,基体烧结成一个整体。研究中还发现,发泡法制备的多孔钛不但孔隙结构互相贯通,而且同时包含100-400μm的大孔以及20μm左右的微孔；孔隙率为48%、64%及76%多孔钛的压缩强度分别为246±10MPa、102±7.1MPa及23.6±3.4MPa,能够满足负重植入体的要求。另外,多孔钛具有一定的能量吸收能力和抗冲击性能,在植入时有望提高植入体的早期稳定性。通过化学方法对多孔钛进行活化处理,结果表明,经过酸碱处理后的多孔钛呈现出一种独特的叁维分级多孔结构,其中包含叁种不同孔径大小的孔隙,即100-400μm的大孔、20μm左右的微孔以及网络状几百纳米大小的孔隙。生物仿生矿化和蛋白吸附结果表明,这种多孔钛具有良好的生物活性和生物相容性,在模拟体液中浸泡3天即可快速沉积HA,且其复杂的多孔结构提供大的比表面积和表面能,大大促进了其对蛋白质的吸附能力。将其与成骨细胞联合培养,结果表明,分级多孔结构以及材料表面的化学状态对细胞的生长有明显影响,能够促进成骨细胞的黏附、增殖及分化；酸碱处理多孔钛表面成骨细胞生长行为良好,细胞完全铺展,伪足较多,且细胞向内部孔隙生长。通过动物体内植入实验进一步考察了其对骨整合的影响。结果表明,发泡法制备的多孔钛具备良好的生物相容性以及骨传导能力。HA涂层以及材料的多孔结构对骨组织的生长有明显影响,可以促进骨组织向材料内部孔隙长入,具有分级多孔结构的多孔钛种植体在动物体内植入4周和12周后,都具有最高的与骨剪切强度和新骨形成率,骨整合情况良好。最后,本研究通过在纯钛中添加氧化钇,考察了稀土钇对于多孔钛性能的影响。研究结果表明,添加0.2%和0.5% Y2O3均可以提高多孔钛种植体的强度,而添加量为1.0%时,压缩强度则明显下降；在钛基体表面以及颗粒间隙均有富Y颗粒存在,并且Y元素在基体分布较均匀；富钇颗粒中不仅含有稀土氧化物,还有Ti／Y金属间化合物的存在,有利于其力学性能的改善；含钇多孔钛种植体生物力学相容性良好,有望提高种植体的长期稳定性。
杨涵崧[5]2007年在《生物活性多孔钛医学材料的研究》文中认为钛具有良好的生物相容性、力学性能和耐腐蚀性,为临床应用的主要金属材料。多孔钛由于具有一定的承载能力,其多孔结构有利于生物组织长入,成为近年来研究的热点。但如何获得孔隙可控,表面活性优异的多孔钛,还有待于深入研究。本文以碳酸氢铵做造孔剂,采用粉末冶金法制备出多孔钛,经碱处理及热处理表面改性,通过体外模拟研究其生物活性。使用电子分析天平、扫描电子显微镜、电液伺服万能材料试验机、能谱分析、X射线衍射等手段研究结构及性能。系统研究了碳酸氢铵加入量、烧结温度对多孔钛孔隙率、抗压强度的影响;孔隙率与碳酸氢铵加入量关系。提出将坯体烧结过程中的收缩看作碳酸氢铵留下孔的收缩和钛粉的收缩的观点,得出孔隙率的倒数和钛与碳酸氢铵质量比成一次函数关系的结论。提高烧结温度,碳酸氢铵留下孔的收缩和钛梁的收缩均增大。通过研究,多孔钛的抗压强度与多孔钛的相对密度成幂函数关系,提高烧结温度,幂次减小。研究表明,添加33.33wt%～63.64wt%的碳酸氢铵,1100℃、1150℃、1200℃真空烧结,制得孔隙率48.54%～81.23%、抗压强度5.11～89.86MPa不等的多孔钛。其中,1200℃烧结的钛孔壁相对密度超过95%,多孔钛孔隙率48.54%～77.24%、抗压强度19.85～89.86MPa、大部分孔径处于50～200μm。多孔钛具有孔隙贯通、孔分布均匀、孔隙率和强度可控、重现性好的特点。采用60℃、5mol/LNaOH溶液对多孔钛进行表面改性24小时,在基体表面生成厚度2μm左右的无定形钛酸钠和金红石凝胶层。针对改性后的多孔钛采取600℃热处理,钛酸钠从无定形态转为晶态,二氧化钛仍为无定形金红石型。体外模拟试验表明,经碱处理及热处理的多孔钛二周后表面生成了大量的生物活性羟基磷灰石和磷酸八钙,说明改性后的多孔钛具有较好的生物相容性和生物亲和性。
丁婧文[6]2013年在《紫外线处理微弧氧化纯钛种植体早期成骨作用的组织学探讨》文中研究说明研究背景：在日常生活中,人们常常由于龋病、牙周病、外伤等造成牙列缺损、缺失,失牙后不同程度地影响美观、咀嚼、发音等功能,长期牙缺失会对肌肉关节造成影响,严重时使口颌系统失调。而种植体发展至今,以其固位力强、咀嚼效率高、美观舒适等优点,已成为口腔医学中首选的修复方法。根据瑞典哥德堡大学的Perlngvar Branemark和瑞士伯尔尼大学的Andre Schroeder各自的研究组完成的基础实验研究,牙种植体替代部分或全部缺失牙已经成为科学所接受的治疗方案。在20世纪60年代末和70年代所发表的里程碑性的论文中,两个研究组均描述了钛种植体的骨整合现象,其特点为活性骨直接沉积在钛表面。种植体的表面处理已获得大量被认可的研究结果,那为什么我们还要继续优化其表面处理方式呢?因为现代牙种植学的研究目标是使种植体具备良好的初期稳定性,并在早期即实现初期骨整合,以在最早时间内获得最佳、最稳定的种植体—骨整合界面,最大限度地保存周围骨质,以提高种植义齿的远期成功率。微弧氧化法(Microarc Oxidation, MAO)属于电化学方法的一种,在用于种植体表面改性方法以来,在膜层结合强度、晶相磷灰石含量等方面都体现出优势。上世纪90年代末期利用微弧氧化技术对纯钛进行表面处理成为热点。研究表明经微弧氧化处理的钛种植体材料表面对成骨细胞的生长无毒性作用,有利于成骨细胞在其表面的生长、增殖与分化,具有优于纯钛种植材料的细胞生物相容性,使新生骨质与微弧氧化膜成为机械嵌合结构,稳定了成骨界面。但是,根据目前文献报道,种植体形成早期骨整合后骨整合面积不足,仅(45±16)%,最多50%-75%,经过微弧氧化处理后早期种植体的骨-种植体接触率(Bone-Implant Contact, BIC)也仅有(49±12)%,远远低于100%。因此,如何提高微弧氧化处理的种植体表面活性成为研究热点。1972年,A.Fujishima和K. Honda在n型半导体TiO2电极上发现了水的光电催化(Photocatajytic Reaction)分解作用,并以此为契机,开创了多相光催化研究的新纪元。1997年,A. Fujishima在Nature上报道了TiO2具有光诱导超亲水性现象。由于TiO2氧化膜是钛种植体获得骨整合的重要膜层,而紫外线照射后恰能诱导TiO2氧化膜表面产生高亲水性能,同时降低氧化膜表面碳水化合物等有机污染。因此,近年来人们越来越多的探索经过紫外线照射改性TiO2氧化膜的方法,并应用于口腔种植材料。目前研究表明,TiO2表面的光致超亲水性起源于其表面结构的变化：TiO2锐钛矿对应的禁带宽度(价带与导带之间的能量差Eg)为3.2ev,它在波长短于380nm的紫外线照射下,TiO2价带(充满电子的最高能带Valence Band, VB)电子被激发到导带(未充满电子的最低能带Conduction Band, CB),电子和空穴向表面迁移,电子与Ti4+反应,空穴则与表面的氧离子反应,分别形成Ti3+和氧空位。这时,空气中的水解离吸附在氧空位中,成为化学吸附水(即羟基,OH-属于亲水性基团,易于物理吸附水形成氢键,使材料表面亲水性增强),化学吸附水可进一步吸附空气中的水分,形成物理吸附层。于是在Ti3+缺陷周围形成了高度亲水的微区,而表面剩余区域仍保持疏水性,这样就在TiO2表面构成了具有均匀分布的纳米尺寸区分的亲水区、疏水区,类似于二维的毛细管现象。由于水液滴的尺寸远大于亲水区面积,宏观上表现为水在其表面的接触角变小。目前已有报道,使用UVC波段紫外线照射酸蚀纯钛后,产生了超亲水性表面,促进成骨细胞在材料表面的黏附、增殖与分化。动物实验中第四周BIC即由51.7%提高至98.2%。本课题组前期实验中,使用UVC和UVA波段紫外线分别处理微弧氧化纯钛表面,相对于UVA波段紫外线-微弧氧化组及不光照-微弧氧化组比较而言,UVC波段紫外线-微弧氧化组能明显增加蛋白吸附,利于MG-63细胞在其表面的黏附、伸展、增殖并能增强ALP活性。然而,目前尚无使用UVC波段紫外线处理微弧氧化种植体表面并植入动物体内,观察其早期成骨状态的研究报道。因此,本实验旨在通过上述方法,在成骨早期、中期阶段观察种植体与兔胫骨的骨整合情况,以便在成骨早期即可获得初期骨整合的方法,为长久地保持种植体成功率提供可能性。目的：观察成骨早期的成骨方式及成骨各阶段的骨整合状态,以达到紫外线照射微弧氧化种植体后,早期即能促使种植体表面紧密吸附大量成骨细胞而生长成新生骨质,促进骨组织与种植体的接触成骨。方法：1.种植体制备及表面处理分组种植体分为两组：对照组为微弧氧化组(MAO),实验组为UVC波段紫外线照射微弧氧化组(UVC+MAO)。用商业二级纯钛钛棒加工出一定规格的特殊的种植体,此植体有两个骨环,可以突出显示表面处理后成骨情况；用无水丙酮、无水乙醇、去离子水依次超声清洗。以甘油磷酸钠和乙酸钙配成电解液,低温下行微弧氧化处理。处理参数如下：电压350V,频率800HZ,占空比20%,氧化时间30S,去离子水超声清洗；无菌环境下使用15W UVC灭菌灯,距离材料表面5cm,对微弧氧化纯钛种植体表面照射48h。两组皆在去离子水中储存,γ射线消毒后备用。2.实验动物的选择和分组：实验组为UVC+MAO组,对照组为MAO组。每只兔子随机抽取左侧胫骨植入对照组MAO植体,右侧胫骨植入实验组UVC+MAO植体。将26只新西兰兔随机抽出一只作为一周实验模型,一周后处死,采用同种灭菌处理的实验组(UVC+MAO组)和对照组(MAO组)种植体植入相同位点。随机抽出一只作为四周实验模型,4周后处死,采用同种灭菌处理的实验组(UVC+MAO组)和对照组(MAO组)种植体植入相同位点。剩余的24只兔分为2、4、6周叁个组,每组8只,采用同种灭菌处理的实验组(UVC+MAO组)和对照组(MAO组)种植体植入相同位点。3.实验过程：手术过程：实验兔全麻下仰卧位,分别在兔的左右胫骨干骺线近心端制备种植窝,随机抽取兔左腿胫骨植入MAO组种植体,右腿胫骨植入UVC+MAO组种植体,植入位点位于胫骨干骺线偏近心端,富含骨松质,离骨髓腔较远,即种植体处于骨松质范围内,统一了种植体与周围骨质的相对生长环境,方便日后组织学观察比较,种植体植入深度以平齐骨面为准。按时间表开始手术,建立动物模型,术后3天均予以肌注庆大霉素预防感染。4周组、6周组动物于处死前第14、13天颈部皮下注射盐酸四环素(30mg/kg),2周组、4周组、6周组动物于处死前第4、3天颈部皮下注射钙黄绿素(10mg/kg)。按时间表处死实验兔,分离胫骨,获取带种植体的骨标本,经牙科CT扫描植入位点及大体成骨情况后置入10%福尔马林4。C固定1周备用,流水冲洗24h。将标本分割成1.0cm×1.0cm×1.0cm的大小,用乙醇梯度脱水,氯仿透明和甲基丙烯酸甲酯包埋。采用Leica SP1600硬组织切片机切成150-200μm厚的切片,在荧光显微镜下观察荧光效果并测量新骨矿化沉积率(Bone mineralization Apposition Rate,MAR)。然后,手工磨片制作厚度为50-70gm厚的骨磨片,亚甲基蓝-酸性品红染色,用光学显微镜行组织学观察并测量皮质骨区及松质骨区种植体-骨整合长度(BIC%),以及皮质骨区和松质骨区种植体两组骨环腔范围内的新骨面积比(Bone Area,BA%)。结果：1.大体观察实验动物术后生长恢复良好,各组动物均无死亡,伤口无炎症无裂开,每只兔植入两颗种植体,共26只兔,52颗种植体,未发现种植体松动、脱落。切开胫骨近膝关节处的皮肤、肌肉及骨膜后,可见6W组及4W组种植体表面全部被新骨覆盖,2W组见种植体表面略有小部分骨质覆盖或完全暴露,种植区周围骨质可见明显黄染,两组无明显区别。2.荧光显微镜下观察并计算骨矿化沉积率(MAR, μm/d)新生骨质附着荧光而显示绿色(钙黄绿素)和黄色(四环素)。2W组钙黄绿素的绿色荧光明显且呈网状,可明显发现UVC+MAO组贴近种植体骨环腔处有明显的荧光,而MAO组的荧光多距种植体骨环腔有一定的距离。4W组的四环素黄色荧光量明显增多,且与绿色钙黄绿素的荧光交织成网状,两荧光标记之间间距较小。UVC+MAO组显示的荧光量略比MAO组的多。可见MAO+UVC组的荧光基本贴附于种植体骨环腔表面,也有部分荧光由周边骨组织向种植体骨环腔分泌新骨(MAR:4.50±1.80μm/d)。而MAO组的荧光多与种植体表面有一定不规则的距离,大部分荧光来自于周围成熟骨组织向种植体骨环腔分泌新骨(MAR:2.75±0.67μm/d)。根据独立方差计算t值,并对自由度进行校正,检验结果为：t=-4.98,v=36.769,P<0.001；可认为4周实验组与对照组差异有显着意义。6W组显示的荧光比较广泛,黄绿色荧光标记相互交织呈圆环状,也有呈片状、条线状或网状,两荧光标记间距较4周时宽,新骨形成活跃。UVC+MAO组(MAR:6.91±2.36μm/d)发出的荧光总量比MAO组(MAR:4.42±1.21μm/d)的多。此时两组的荧光显示周围骨壁向种植体表面分泌的新骨与紧贴种植体表面生长的新骨连成一片,无明显分界。检验结果为：t=-5.13,v=43.311,P<0.001；可认为6周实验组与对照组差异有显着意义。3.组织学观察并计算种植体-骨整合率(BIC%)及新骨面积比(BA%)用光学显微镜观察亚甲基蓝-酸性品红染色片。种植体植入2周时,新生骨量较少,UVC+MAO组近骨皮质表面的种植体骨环腔中,新生骨量略多于位于松质骨区骨环腔中的成骨量。此时无明显大块成骨,多为不规则骨小梁,且可见紧贴种植体表面略有细长骨小梁生成,同时周围骨组织凸向骨环腔里分泌新骨。而MAO组中骨环腔里大部分为深蓝色成骨细胞、类骨质、纤维组织或肌肉组织,且这些组织离种植体表面有一定距离,部分周围成熟骨组织分泌的新骨凸向骨环腔。两组间皮质骨区的种植体-骨整合率差异有统计学意义(F=7.285,P<0.001),实验组BIC%(48.156±19.058)显着高于对照组(10.452±8.080)。两组间松质骨区的种植体-骨整合率差异有统计学意义(F=5.57,P<0.001),实验组BIC%(31.009±16.714)显着高于对照组(6.815±4.750)。两组间皮质骨区新骨面积百分数(BA%)差异有统计学意义(F=5.415,P<0.001),实验组BA%(42.890±21.061)显着高于对照组(13.355±5.691)。两组间松质骨区新骨面积百分数(BA%)差异有统计学意义(F=5.046,P<0.001),实验组BA%(20.461±11.592)显着高于对照组(5.102±3.723)。种植体植入4周时,UVC+MAO组中新生骨量略多,有部分骨环腔可见周围成熟骨组织凸向骨环腔形成的新骨与种植体表面新骨连成一片。MAO组骨环腔中仍有大部分蓝色类骨质以及少量的新生骨小梁。两组间皮质骨区的种植体-骨整合率差异有统计学意义(F=3.282,P=0.003),实验组BIC%(52.934±20.482)显着高于对照组(31.288±16.622)。两组间松质骨区的种植体-骨整合率差异有统计学意义(F=4.572,P<0.001),实验组BIC%(51.025±20.369)显着高于对照组(25.061±10.059)。两组间皮质骨区新骨面积百分数(BA%)差异有统计学意义(F=3.683,P=0.001),实验组BA%(53.160±21.831)显着高于对照组(29.185±14.194)。两组间松质骨区新骨面积百分数(BA%)差异有统计学意义(F=4.333,P<0.001),实验组BA%(41.931±15.445)显着高于对照组(20.591±12.228)。种植体植入6周时,UVC+MAO组新生骨质多于MAO组。其中皮质骨区新生骨组织充满骨环腔,可见板层骨和哈弗斯管,松质骨区种植体骨环腔成骨略少,新骨不断沉积矿化,骨板连续性较好。MAO组新骨组织改建成板层骨,成骨略少,未完全充满骨环腔。两组间皮质骨区的种植体-骨整合率差异有统计学意义(F=7.067,P<0.001),实验组BIC%(63.011±7.024)显着高于对照组(48.623±4.120)。两组间松质骨区的种植体-骨整合率差异无统计学意义(F=1.978,P=0.057),实验组BIC%(53.648±9.535),对照组(48.030±6.183)。两组间皮质骨区新骨面积百分数(BA%)差异有统计学意义(F=6.336,P<0.001),实验组BA%(71.640±6.605)显着高于对照组(58.237±5.289。)。两组间松质骨区新骨面积百分数(BA%)差异有统计学意义(F=2.866,P=0.008),实验组BA%(64.924±12.915)显着高于对照组(53.396±9.597)。结论：1.带有环形骨腔的种植体能利用骨环处稳定的骨缺损空间,更清晰的比较不同表面处理方法对成骨的影响,其中包括不同时间段的成骨方式及成骨量。2.经过紫外线处理微弧氧化纯钛种植体早期能明显促进种植体-骨整合,皮质骨区种植体-骨整合率是微弧氧化组的4.8倍；松质骨区种植体-骨整合率是微弧氧化组的4.5倍。随着时间推移,紫外线照射的作用效果减弱,两组的骨整合效果差异减小。3.经过紫外线处理的微弧氧化纯钛种植体,早期的成骨方式主要表现为双向成骨(一方面种植体表面吸附成骨细胞生长成新骨,另一方面骨腔周围成熟骨质向骨腔内分泌新骨)。而微弧氧化组的早期成骨方式主要表现为距离成骨(骨腔周围成熟骨质向骨腔内分泌新骨)。2周时,紫外线处理组新骨形成面积己达到43%,而微弧氧化组仅为13%。4.早期皮质骨的成骨速率是松质骨的2倍,随着时间推移,皮质骨区与松质骨区的新骨形成速率差异不明显。5.经过紫外线照射后,主要作用表现为成骨早期增加成骨细胞对种植体表面的黏附从而新生骨质,而对成骨中后期的骨矿化速率无明显的影响。
孔祥确[7]2015年在《医用钛合金表面连通多孔层的阳极氧化制备及性能研究》文中研究指明在生物医用材料领域,纯钛及钛合金被普遍认为是最具有前途的候选材料。其中,纯钛具有优异的生物相容性和耐腐蚀性,但这种金属的强度及耐磨性相比不锈钢等医用合金较差。近等原子比NiTi合金相比纯钛有着优良的机械强度和耐磨性,并且具有独特的形状记忆效应和超弹性,其杨氏弹性模量在所有已知医用合金中为最低、最贴近人体骨骼弹性模量值。然而医用NiTi合金中的Ni元素具有严重的细胞毒性和致癌性,这一缺陷严格限制了NiTi形状记忆合金在医学领域的应用。针对以上情况,人们对钛及钛合金进行了各种表面改性研究,通过调整材料表面的微观结构和化学组成来实现进一步提高生物活性和减少有毒元素释放(镍钛合金)的目标。本文研究了在医用纯钛和镍钛形状记忆合金表面获得连通多孔氧化层的阳极氧化工艺,通过扫描电子显微镜、X射线衍射仪、X射线光电子能谱仪等系统研究了表面改性对试样表面组织结构和成分的影响,并通过电化学循环极化测试和SBF模拟体液浸泡测试评价了阳极氧化表面改性后NiTi形状记忆合金的耐腐蚀性能,研究表明:在含有F-的乙二醇基溶液中对NiTi形状记忆合金进行改性后,样品表面生成了较规则的连通多孔氧化层,孔层厚度达若干微米,且氧化层Ni含量较基体明显降低。电化学测试和SBF模拟体液测试结果显示,经阳极氧化表面改性的Ni Ti合金表面耐腐性提高,Ni元素在模拟体液环境中的溶出量受到有效抑制。采用类似的阳极氧化工艺对纯钛进行不同的阳极氧化处理后,试样表面均生成排列整齐的锐钛矿相纳米管阵列氧化层。综上所述,一定的阳极氧化表面改性处理能在NiTi形状记忆合金表面获得具有低Ni含量和连通多孔结构的氧化保护层,可以有效改善Ni Ti合金的生物活性;而纯钛表面经类似阳极氧化处理后则一般获得纳米管阵列结构。同时本文还研究了非等原子比镍钛合金的阳极氧化行为,藉此探讨了连通多孔结构的形成机制。
孙玉花[8]2018年在《钛表面噬菌体基质膜的制备及其生物学性能评价》文中研究指明理想的骨植入体应具有适度的免疫调节和诱导骨形成的能力。钛种植体虽已广泛用于硬组织植入领域,但其表面缺乏一定的生物活性,并会引起植入体周围组织的炎症响应。基于噬菌体展示技术得到的材料特异性结合噬菌体不仅可以在材料表面形成稳定的生物基质,调控粘附细胞/组织的生物功能,也可结合化学修饰的手段为细胞生长提供多肽、药物分子等生化信号。转化生长因子β1(TGF-β1)在炎症反应及组织的创伤愈合中发挥重要作用。适当改善TGF-β1对炎性及组织细胞的调控,可促进骨组织的愈合,并减少植入体周围纤维化的发生。本研究从M13噬菌体随机展示肽库中淘选得到可与酸碱处理的钛表面特异性结合的钛结合肽-噬菌体(TBP-phages),并利用该噬菌体对钛表面进行生物改性。为赋予钛表面更多的生物功能性,3种TGF-β1亲和肽化学结合到噬菌体膜表面。通过与间充质干细胞(MSCs)、巨噬细胞的体外培养及动物体内骨植入实验,综合评价钛种植体表面不同噬菌体膜对炎性响应及骨整合的调控能力,优选具有骨免疫调节功能的噬菌体修饰的钛种植体。首先,淘选得到可与酸碱处理的钛表面(AA)特异性结合的钛结合肽-噬菌体,经DNA测序获得结合肽TBPs的序列。通过探究噬菌体TBP54-phage与AA表面的结合机制,发现TBP54-phage主要通过TBP54序列中的FAETHR片段与钛表面羟基,特别是碱性羟基基团,通过配位及静电作用结合。这种作用受钛表面物理结构及化学基团的共同调控,延长碱处理时间,可提高噬菌体对钛表面的亲和性。将TBP54-phage悬液均匀涂覆于钛表面,得到纳米纤维多孔的噬菌体膜。该噬菌体膜具有良好的稳定性和基底选择性。噬菌体悬液中加入聚乙烯吡咯烷酮(PVP),可以提高噬菌体膜(APP)的组织均一性。由噬菌体和壳聚糖形成的复合膜,相比单纯的壳聚糖膜,具有更好的亲水性、耐降解性和膜/基结合性。其次,比较了预处理钛表面、酸碱处理钛表面、钛表面噬菌体膜(APP)及戊二醛交联的噬菌体膜(APPG)在成骨分化、体外矿化及巨噬细胞炎性响应方面的性能。钛表面经酸碱处理后,成骨细胞粘附、分化和体外矿化得到改善,巨噬细胞的炎症响应也有所降低。与之相比,噬菌体膜更为显着地提高了钛表面的促成骨分化和体外矿化能力,并在巨噬细胞培养晚期显示更明显的炎症衰退。噬菌体膜经戊二醛交联后,生物学性能有所下将。接着,利用噬菌体展示技术淘选获得TGF-β1亲和肽(Tβms)。考察Tβms与TGF-β1间的亲和性发现,Tβm16具有相对较高的TGF-β1亲和性和较低的TGF-β1免疫反应活性封闭性,Tβm4则相反。Tβms单独作用可促进成骨细胞的早期增殖,但对细胞碱性磷酸酶(ALP)活性没有影响。与TGF-β1共同作用时,可增强成骨细胞的骨钙素表达、ALP活性和Ca沉积。这与Tβms调控的TGF-β1通路蛋白Smad2/3的磷酸化水平降低有关。为进一步考察Tβms对间充质干细胞(MSCs)成骨分化及巨噬细胞炎性响应的调控,将TGF-β1亲和肽Tβm4、Tβm14和Tβm16接枝于APP表面(TGF-β1亲和肽-噬菌体膜)。当噬菌体膜表面预先结合TGF-β1时,接枝Tβm14的噬菌体膜可显着促进MSCs的成骨分化及矿化,TGF-β1主要促进MSCs的早期成骨分化。在膜表面不含TGF-β1时,APP更有利于MSCs的矿化。将TGF-β1亲和肽-噬菌体膜与巨噬细胞共培养,TGF-β1亲和肽影响表面蛋白吸附、细胞整合素作用及早期炎性表达。巨噬细胞历经凋亡/炎性增强、炎性持续及表型转变后,进入炎性衰退阶段。表征不同阶段巨噬细胞的极化表型表明,噬菌体膜上调巨噬细胞的早期炎性表达,与TGF-β1亲和肽有关,并受TGF-β1促炎通路及NF-κB通路调控。随着TGF-β1/Smad抗炎通路的表达,巨噬细胞由促炎向抗炎表型转变。噬菌体膜中,Tβm4接枝表面炎性响应持续相对较长。最后,考察了不同噬菌体膜修饰的钛种植体在大鼠体内的前期炎性响应及后期骨整合性。相对酸碱处理的钛种植体,噬菌体膜显着提高了钛种植体表面的骨整合性,且APP在诱导骨形成方面具有最好的效果。在前7天的炎性响应中,Tβm4接枝的种植体表面巨噬细胞浸润较多,而Tβm16接枝表面有较多的多核巨噬细胞分布。由于受到前期炎性响应的影响,Tβm4接枝表面在2周时观察到纤维膜的形成,使得之后骨整合受到阻碍;而Tβm16接枝表面由于巨噬细胞的基质降解作用,前4周骨组织重塑较慢。叁种TGF-β1亲和肽-噬菌体膜中,Tβm14接枝表面具有更好的骨整合性。综合而言,由钛结合肽-噬菌体与PVP制备的噬菌体膜具有较好的骨免疫调节性能。噬菌体膜接枝TGF-β1亲和肽虽然可调控成骨分化和炎性响应,但在正常骨愈合环境中没有体现出优势。
王本力[9]2009年在《医用Ti-Nb基记忆合金的显微组织与性能》文中进行了进一步梳理本论文采用金相组织观察、X射线衍射分析、透射电子显微观察、室温拉伸、弯曲实验、摩擦实验、电化学实验、细胞毒性测试、溶血率测试及血小板粘附实验研究了Ti-Nb二元合金、Ti-Nb-Zr及Ti-Nb-Hf叁元合金的微观结构、相组成、力学性能、抗腐蚀性及生物相容性,主要考察合金元素(Nb、Zr、Hf)及处理工艺对Ti-Nb基合金的影响规律。研究发现:向钛合金中添加Nb、Zr、Hf元素均能够稳定β相。钛合金固溶水冷时,随着合金元素含量的增加,β相变稳定,阻碍α''马氏体和ω相的形成;时效处理时随着钛合金中Nb、Zr及Hf元素含量的增加,阻碍亚稳β相的分解和α相的出现。XRD结果表明Hf元素对β相的稳定效果强于Zr元素。TEM实验结果表明固溶态Ti-16Nb合金中马氏体组织形态为板条状,亚结构为(111)I型孪晶,此外还观察到ω相的析出;Ti-25Nb合金和Ti-26.5Nb合金为β相,存在条带形貌的位错组态和层错。固溶态Ti-Nb-Zr合金和Ti-Nb-Hf合金也为单相β,母相β相中有大量位错出现。退火态Ti-Nb-Zr合金和Ti-Nb-Hf合金由板条状马氏体相和母相β相组成,马氏体的亚结构为孪晶,没有观察到ω相。添加合金元素及采用合适的热处理工艺获得了满足生物医用的钛合金。Ti-25Nb合金固溶处理、Ti-22Nb-2Zr和Ti-22Nb-4Zr合金固溶后在400℃时效1 h、Ti-22Nb-2Hf合金在500℃时效12 h及Ti-22Nb-4Hf合金固溶后在400℃时效1 h或者500℃时效0.5 h后获得了较好的强韧性匹配,有望作为生物医用植入材料。退火态Ti-22Nb和Ti-22Nb-(2~6)Zr/Hf合金均有形状记忆效应。退火态Ti-22Nb的最大完全可逆应变为2%;退火态Ti-22Nb-(2~6)Zr/Hf叁元合金的最大完全可逆应变达到了3%;合金的回复率随弯曲形变量的上升而下降。耐磨性实验表明固溶态叁元Ti-22Nb-2Zr/Hf合金的耐磨性与二元Ti-Nb合金相比有很大提高,其摩擦系数稳定的多且数值较小。时效处理后Ti-Nb和Ti-22Nb-2Zr/Hf合金的耐磨性提高。电化学实验结果表明Nb含量的增加使Ti-Nb合金的抗腐蚀性略微降低,并且不同Nb含量的Ti-Nb合金展现截然不同的电化学阻抗谱类型,低Nb含量的合金表面为单层膜,高Nb含量的Ti-35Nb合金表面形成双层膜结构,此双层膜结构有助于和周围组织的骨性结合。向Ti-22Nb合金中添加Zr和Hf元素能够增强Ti-22Nb合金在0.9% NaCl溶液中的抗腐蚀性,Hf元素提高钛合金抗腐蚀性的作用更明显。此外,模拟体液类型及其pH值也影响钛合金的抗腐蚀性,随着溶液pH值的减小,合金的抗腐蚀性变弱。对合金表面进行极化处理以及延长合金在模拟体液中的浸泡时间可以提高合金的抗腐蚀性。细胞毒性实验表明Nb、Zr、Hf元素是无毒合金元素,细胞在TA2、Ti-Nb、Ti-22Nb-4Zr、Ti-22Nb-4Hf合金表面均贴附良好,细胞呈梭形、叁角形、球形及多边形多种形态,培养时间对毒性等级也无影响。Ti-Nb基合金的溶血率均没有超过阴性对照组的溶血率,并且远远低于标准对生物材料溶血率小于5%的要求,合金满足生物材料血液相容性的要求。与对照样品TA2相比,Ti-22Nb、Ti-22Nb-6Zr、Ti-22Nb-6Hf合金表面粘附的血小板形貌没有明显区别,Ti-22Nb合金和Ti-22Nb-6Zr合金表面处于激活状态的血小板百分含量几乎不变,Ti-22Nb-6Hf合金表面处于激活状态的血小板百分含量有所降低,Nb、Zr、Hf元素具有很好的血液相容性。与抛光的合金表面相比,尽管粗糙表面血小板粘附数量降低,然而血小板被激活的数量大大增加。粗糙的表面使血小板激活程度增大,发生交联聚集,合金的血液相容性降低。
参考文献：
[1]. 多孔海绵状纯钛种植材料的细胞生物相容性研究[D]. 王培志. 四川大学. 2003
[2]. 钛复合纳米氧化锌多孔抗菌涂层的制备及在经皮种植中的初步研究[D]. 周健. 第四军医大学. 2016
[3]. 成骨细胞和牙周膜细胞在不同钛种植体表面附着与矿化的机理研究[D]. 杨晓喻. 四川大学. 2004
[4]. 叁维分级多孔钛植入体的制备及性能研究[D]. 陈跃军. 西南交通大学. 2009
[5]. 生物活性多孔钛医学材料的研究[D]. 杨涵崧. 佳木斯大学. 2007
[6]. 紫外线处理微弧氧化纯钛种植体早期成骨作用的组织学探讨[D]. 丁婧文. 南方医科大学. 2013
[7]. 医用钛合金表面连通多孔层的阳极氧化制备及性能研究[D]. 孔祥确. 上海交通大学. 2015
[8]. 钛表面噬菌体基质膜的制备及其生物学性能评价[D]. 孙玉花. 西南交通大学. 2018
[9]. 医用Ti-Nb基记忆合金的显微组织与性能[D]. 王本力. 哈尔滨工业大学. 2009
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