一、多孔β-TCP/BMG复合人工骨修复下颌骨缺损的实验研究（论文文献综述）
刘林林[1]（2021）在《个性化多孔股骨组合式支架设计及性能研究》文中研究指明股骨是人体的主要负重骨之一,也是骨肿瘤最常发生的部位之一。目前临床上使用的股骨肿瘤假体存在生物活性较低、与骨缺损部位解剖形状匹配性不足及应力遮挡等问题,这会导致股骨修复支架的松动甚至失效。因此如何快速设计力学和生物学性能好、与患者解剖形状匹配的个性化股骨修复支架成为股骨重建的关键。本文利用模块化设计方法结合3D打印技术提出了一种个性化的多孔股骨组合式支架设计方法。在股骨组合式支架模块化设计、支架多孔结构设计与选取、支架表面改性、支架不同模块修复材料的选取和支架固定方式等问题上进行了研究。本文的主要研究内容和结果如下:（1）传统致密钛合金股骨修复支架存在生物活性低、应力遮挡效应等问题,研究提出了利用3D打印多孔钛合金支架对股骨缺损进行修复的方法。多孔结构降低了材料的弹性模量并允许骨组织长入支架内部。利用骨重建理论对传统股骨支架和3D打印多孔钛合金支架对周围骨组织的力学刺激和骨重建情况进行了分析,结果表明3D打印多孔钛合金支架具有良好的骨重建功能。结合人体股骨结构和现有骨修复材料的力学与生物学性能特点,提出了模块化的股骨组合式支架设计思路。模块化设计根据支架不同功能模块采用相匹配的支架材料和多孔结构,能够实现快速的个性化定制,为后续设计高强度、高生物活性和高稳定性的股骨修复支架奠定了坚实的基础。（2）股骨修复支架首要的目标是与缺损部位的力学性能进行匹配,但如何在一定弹性模量下提高支架的细胞活性仍不清楚。研究提出了一种推导孔隙功能梯度支架（PFGS）设计中均质结构的设计参数、孔隙率和力学性能之间数学关系的方法。PFGS结构的设计是通过设计参数的匹配将不同的均质结构组合在一起。采用选择性激光熔化（SLM）方法制备了尺寸为10×10×12mm孔隙功能梯度和均质结构钛合金支架,并研究了这些结构的力学性能和细胞增殖情况。结果表明,弹性模量、屈服强度和孔隙率的数学模型可以准确地预测结构的力学性能。对于PFGS结构,细胞增殖率从4天至7天为140%,而均质结构只有90%,说明PFGS结构更适合于骨组织植入。（3）多孔骨支架的几何结构对其骨长入情况有着至关重要的影响,但目前仍缺乏对这一方面的深入研究。研究建立了孔隙率为65%和孔径大小为650μm的曲面结构和支柱结构多孔支架。采用兔股骨远端植入的方法研究了其体内骨长入性能。通过计算机流体力学计算了支架结构内部的流体力学性质和流体流线轨迹。结果表明曲面结构支架比支柱结构支架的体内骨长入性能更好,但力学性能不如支柱结构支架。支架结构内部流体流线情况和速度差都对骨长入有很大影响,相同情况下支架结构内部流体速度差越小,流体流经的区域越大骨长入的越好。研究结果表明,骨支架设计时可以根据不同植入部位优化支架几何结构以满足不同植入部位的需求。（4）多孔支架的表面状态对细胞在支架上的增殖粘附有很大的影响,3D打印制备的钛合金支架表面并不利于细胞生长粘附。研究利用飞秒激光对3D打印钛合金表面进行了改性,得到了表面粗糙度高、波谷多于波峰并具有抗菌性能的尖峰表面。体外实验结果表明改性后的表面比改性前的表面润湿性更好,表面结构更有利于羟基磷灰石的沉积。采用兔胫骨植入的方法研究了其体内骨长入情况,结果表明改性后的支架表面有更强的细胞粘附和扩散能力。研究表明,利用飞秒激光对3D打印钛合金表面改性可以改进其表面的润湿性、粗糙度、峰度、偏度等物理特性,使其有更强的骨整合能力。（5）人体股骨皮质骨和松质骨力学性能和生物学性能差别很大,用一种材料、一种结构来匹配宿主骨组织的力学和生物学性能显然是不现实的。相比于钛合金支架,可降解硅酸钙生物陶瓷支架生物活性好,力学性能也与股骨松质骨部分更加匹配,因此选用生物陶瓷支架对股骨松质骨部分进行修复。首先,建立了孔隙率和孔径大小相同的钛合金和掺镁硅酸钙生物陶瓷支架。然后,采用兔颅骨植入的方法研究了两种支架材料体内骨长入性能和抗压强度的差异。最后,通过化学沉淀法将锶离子加入掺镁硅酸钙中,对其生物学性能进行了改性。结果表明,掺镁硅酸钙生物陶瓷支架体内骨长入性能比钛合金支架高,但随着植入时间的延长其抗压强度下降较快,并不适用于负重区的骨缺损修复。锶离子的加入虽然降低了其抗压强度,但提高了掺镁硅酸钙生物陶瓷支架的生物活性和降解速率。研究结果表明,生物陶瓷支架在非负重区的骨修复效果明显优于钛合金支架,而钛合金支架在体内可以保持良好的抗压强度可以用于负重骨的修复。（6）以一例恶性股骨肿瘤患者为例,通过磁共振成像、CT三维重建、模拟截骨以及个性化的股骨组合式支架模块化设计等流程,设计了一种个性化的钛合金和生物陶瓷组合的股骨修复支架。利用有限元法对支架不同固定方式进行了稳定性分析。结果表明,与传统钢板加固定螺钉的固定方式相比,一体化的固定方式有更强的稳定性。以临床实际为例,通过设计分析展示了模块化设计在个性化股骨修复方面的巨大潜力,为后续临床上定制力学性能和解剖形状均满足不同患者个性化需求的股骨修复支架奠定了基础。
吴洪亮[2]（2020）在《HIF-1α转染脂肪干细胞复合HA/β-TCP人工骨修复兔股骨头坏死模型的实验研究》文中研究指明目的:脂肪干细胞（adipose derived stem cells,ADSCs）是从脂肪组织中分离出的具有自我更新且能多向分化的间充质干细胞,可分化成多种细胞表型,促进成骨,进而促使骨修复。HIF-1α是血管内皮生长因子（VEGF）的上游基因,HIF-1α过表达能够增强VEGF在脂肪干细胞中的分泌,诱导新生血管的形成。髓芯减压联合组织工程骨移植治疗股骨头坏死,是一种治疗ANFH早期病变的较为成熟且有效的方法。本实验通过HIF-1α转染ADSCs复合HA/β-TCP人工骨移植治疗兔股骨头坏死,在早期改善或治愈缺血性改变或坏死的股骨头,为临床上修复早期股骨头坏死提供了实验依据。方法:第一部分研究使用雌性新西兰大白兔作为研究对象,模拟髓芯减压治疗早期股骨头坏死的治疗路径,利用克氏针对股骨头钻孔,随后利用液氮冷冻对股骨头进行冷冻处理。术后一个月观察骨的形态变化,并对股骨头行X线、micro-CT以及MRI,结合病理切片结果对液氮冷冻法构建兔股骨头坏死模型进行鉴定。第二部分研究主要通过体外分离兔的脂肪干细胞,分析HIF-1α对脂肪干细胞增殖、存活以及成骨分化能力,为临床预防和治疗股骨头坏死提供新的方向和理论基础。第三部分研究通过HIF-1α转染ADSCs复合HA/β-TCP人工骨移植治疗兔液氮冷冻股骨头坏死,旨在早期改善或治愈缺血性改变或坏死的股骨头,为临床上修复股骨头坏死提供了实验依据,也为临床上治疗早期股骨头坏死开辟了新路。第四部分研究主要通过RNA-seq和生物信息学分析和统计HIF-1α转染脂肪干细胞复合HA/β-TCP治疗股骨头坏死过程中,移植前后股骨头中脂肪细胞的基因表达差异,并对其中表达差异明显的基因通过qPCR、western-blot和免疫荧光进行进一步的确认,证明芯片测序结果的可靠性。基于生物信息学的分析方法,我们能够初步了解股骨头坏死过程中影响脂肪干细胞成脂/成骨分化的关键调节基因,为进一步探究股骨头坏死的发病机制提供新的思路,为实现股骨头坏死的早期诊断提供新的标志物,为临床治疗股骨头坏死提供新的靶点和理论基础。结果:（1）术后X线及micro-CT证实孔道均打入相应的合适位置。国际上一般认为股骨头空骨陷窝率、骨髓内脂肪组织增生、以及BMD为股骨头坏死模型建立成功的核心标志,结合股骨头形态学变化,我们认为液氮冷冻法构建的兔股骨头坏死模型构建成功,可用于后续实验开展。本部分研究成功利用液氮冷冻法构建了兔股骨头坏死的模型。（2）HIF-1α能够促进脂肪干细胞的增殖和存活,促进脂肪干细胞的成骨分化,抑制脂肪干细胞的成脂分化,在治疗股骨头坏死和骨修复中具有潜在的应用价值。（3）液氮冷冻诱导的股骨头坏死会导致股骨头形态不规则,骨小梁稀疏,骨内脂肪组织增生验证,骨空骨陷窝率增多,但是移植HIF-1α转染脂肪干细胞和植入HA/β-TCP人工骨能够在一定程度上抑制骨小梁的破损以及空骨陷窝的产生,而两者联用则会显着缓解股骨头坏死的症状,起到很好的治疗股骨头坏死的效果。HIF-1α转染脂肪干细胞复合植入HA/β-TCP人工骨能够显着提高股骨头坏死的治疗效果。在未来临床治疗股骨头坏死时,HIF-1α转染脂肪干细胞复合植入HA/β-TCP人工骨可能是有效的治疗手段。（4）在HIF-1α转染脂肪干细胞复合HA/β-TCP治疗股骨头坏死过程中,CGRP可能通过激活BMP信号通路来促进脂肪干细胞的成骨分化,进而起到治疗股骨头坏死的作用。结论:本研究成功利用液氮冷冻法构建了兔股骨头坏死模型;通过体外实验证明HIF-1α能够促进脂肪干细胞的成骨分化,抑制脂肪干细胞的成脂分化;通过兔股骨头坏死模型证明HIF-1α转染脂肪干细胞复合HA/β-TCP能够显着抑制股骨头坏死的发生,并进一步通过二代测序和生物信息学分析这个过程可能依赖CGRP激活BMP信号通路。
封国超[3]（2020）在《灌注型生物反应器中流速对β-TCP内间充质干细胞增殖及成骨分化的研究》文中提出背景:严重创伤、感染以及骨肿瘤切除后常导致严重的骨组织缺损,特别是大段骨缺损,不仅增加治疗难度,且容易致残、后期治疗困难。修复大段骨缺损并重建其功能一直是骨科难题及研究热点。目前临床上治疗大段骨缺损多采用自体骨和异体骨。带血管自体骨移植修复大段骨缺损,手术操作复杂,患者手术负担重,况且自体骨毕竟有限。异体骨虽来源广泛,但存在免疫排斥及传播疾病的危险。随着骨组织工程快速发展,组织工程骨有可能成为修复大段骨缺损较理想的方式。组织工程骨以其来源充足、生物功能与自体骨相似或更优,在骨缺损的修复中显示出前所未有的优越性。骨组织工程的研究是将种子细胞与骨支架材料复合后置于预先设计好的生物反应器内,待其完成血管化以及成骨之后,将其移植入体内骨缺损处,进行缺损组织的再生修复。本课题分为三部分:（1）采用可溶聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）球模注浆技术制备可降解连通多孔生物陶瓷人工骨材料（即β-磷酸三钙,β-tricalcium phosphate,β-TCP）,检测其性能表征;（2）采用全骨髓贴壁法从兔骨髓中提取、培养骨髓间充质干细胞（bone mesenchymal stem cells,BMSCs）,并进行传代及鉴定,将其作为种子细胞;（3）以灌注型生物反应器为载体,将BMSCs接种于β-TCP形成细胞/材料复合物,通过不同灌注流速对细胞/材料复合物进行灌注培养,评估其对BMSCs增殖及成骨分化的影响。第一部分可降解连通多孔生物陶瓷人工骨材料的制备及性能表征目的:制备并检测可降解多孔β-TCP支架材料的理化性能,优化人工骨材料的制备规格,研究人工骨材料在体外的理化性能,评估其应用于骨组织工程生物材料的可行性。方法:（1）利用扫描电镜观察多孔β-TCP支架材料表面及内部形态;（2）利用扫描电镜测量材料实际孔径、孔内连通径数值;（3）利用X射线能谱仪对多孔β-TCP支架材料表面、横断面、纵切面元素进行分析;（4）利用接触角测量仪对多个多孔β-TCP支架材料表面、横切面、纵切面的接触角进行检测;（5）利用电子万能材料力学试验机对多孔β-TCP支架材料进行抗压强度测定;（6）利用重量体积法及Archimedes排水法计算多孔β-TCP支架材料的孔隙率等,并计算吸水率。结果:多孔β-TCP支架材料孔径均匀,孔径大小波动在500μm左右,各孔隙相互连通,连通径大小120μm左右,孔隙率大于60%,支架表面微结构粗糙呈颗粒状,凹凸不平,属于弱疏水性材料,各支架间吸水性较均一,Ca/P比=1/0.67与天然骨接近,生物力学结果显示多孔β-TCP支架材料与天然松质骨类似。结论:采用可溶聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）球模注浆技术制备可降解连通多孔生物陶瓷人工骨材料性能表征良好,多项指标接近天然骨,完全符合骨组织工程材料对孔径、孔隙率及力学性能的要求,可作为构建组织工程骨研究理想生物材料。第二部分骨髓间充质干细胞的提取、培养、传代及鉴定目的:将BMSCs作为骨组织工程的种子细胞,对其进行提取、培养、传代及鉴定,以评估其纯度及鉴定其向成骨和成脂肪分化的能力。方法:采用全骨髓贴壁法将从新西兰白兔股骨及胫骨骨髓腔提取的骨髓进行分离并提纯BMSCs。观察BMSCs形态及生长方式,用成骨成及脂肪诱导试剂盒对其分别进行成骨及成脂肪定向诱导分化,用茜素红及油红对其染色并检测BMSCs多向分化的能力,并通过流式细胞仪检测其表面标志物CD29、CD34、CD44、CD45、CD90的表达情况。结果:全骨髓贴壁法进行BMSCs提取及培养过程方便快捷。显微镜下BMSCs为长梭形,贴壁牢,呈旋涡状、鱼群状或放射状生长。成骨诱导3周后茜素红染色可见钙化结节,成脂诱导2周后油红染色可见胞质内充满类圆形脂滴。BMSCs表面标志物结果:CD29+、CD44+、CD90+、CD34-、CD45-。结论:全骨髓贴壁法提取、分离、培养的BMSCs增殖优良、形态好,且具有成骨、成脂肪等多向分化能力,为骨组织工程理想的种子细胞。第三部分灌注型生物反应器的设计与构建及灌注型生物反应器中流速对β-TCP内间充质干细胞增殖及成骨分化的影响目的:设计及构建灌注型生物反应器,评估其灌注流速的稳定性及可靠性;利用灌注型生物反应器不同流速对细胞/材料复合物进行培养,观察不同灌注流速下β-TCP内BMSCs的形态、增殖及成骨分化的情况,同时对不同灌注流速进行评价,从而筛选最佳灌注流速,为体内生物反应器的设计及组织工程骨的培养提供理论参数。方法:（1）接种后灌注培养1、4、7天后利用细胞增殖及毒性检测试剂盒（cell counting kit-8,CCK-8）检测不同组间细胞增殖及生物相容性;（2）接种后灌注培养7天利用电子扫描电镜（scanning electron microscopy,SEM）观察不同组间细胞形态;（3）接种后灌注培养7天利用台盼蓝染色法计算不同组间人工骨材料上细胞的存活率;（4）接种后灌注培养7天利用碱性磷酸酶试剂盒测定不同组间人工骨材料上细胞的碱性磷酸酶活力;（5）接种后灌注培养7d、10d后利用实时定量RT-PCR检测不同组间诱导成骨效应;（6）接种后灌注培养7d通过Western blot检测技术检测不同组间成骨相关蛋白表达量。结果:各组CCK-8结果显示在培养第4d和7d时,0.01ml/min灌注流速组细胞增殖快于其他组（P<0.05）,细胞出现增殖趋势说明细胞与材料生物相容性较好。扫描电镜观察发现静态培养组（0ml/min）细胞分布稀疏,呈疏松的簇状生长;0.01ml/min灌注流速组呈膜片状聚集生长,并且多数细胞伸出伪足分布在连通孔周围;0.05ml/min灌注流速组部分呈膜片状生长;0.1ml/min多数呈膜片状生长。细胞存活率检测0.01ml/min灌注流速组存活率最高。0.01ml/min灌注流速组成骨相关基因（Runx2、ALP、OPN、Col-I）及成骨相关蛋白（Runx2、OPN、Col-I）的表达水平都明显高于其它组（P<0.05）,同样观察到0.01ml/min灌注流速组碱性磷酸酶活性最高。结论:β-TCP材料可诱导BMSCs向成骨分化,随生物反应器灌注流速的降低,可促进细胞外基质的合成和分布,并可增加成骨相关基因及相关蛋白的表达。其中0.01ml/min低灌注流速最有利于BMSCs的增殖及向成骨分化。
张新平[4]（2020）在《3D打印生物活性玻璃支架及结构设计》文中认为现在每年因某些外部因素如肿瘤、事故以及先天缺陷骨缺损的人达到300多万人,若不能进行及时治疗,患者可能会面临截肢的风险,因此寻找骨缺损替代物尤为重要。如果植入人体是不可降解的生物材料,则对人体始终是潜在的风险。因此制备出可以促进细胞生长,诱导细胞特异性分化,降解速率与成骨速率相匹配,具有一定的骨力学性能以及适应人体不同部位缺损个性化定制的支架具有重要的意义。骨组织工程支架是目前最为理想的人体骨缺损替代物,但是存在生物活性、降解性能、机械性能等达不到需求。而应用于组织工程的骨支架结构及材料、制备方法决定着仿生人工骨支架此类性能,因此本文对工程骨支架的结构研究、材料的使用和支架的制备方法进行研究。三重周期极小曲面不仅存在于自然物中如甲壳虫等而且具有良好的结构;生物活性玻璃是现存人工骨支架制备的材料之一,具有优良的生物活性及力学性能;光固化3D打印技术可以根据患者的需求个性化定制,并且具有精度高的特性。因此我将以此为基础展开我的课题研究,通过构建不同的支架结构利用有限元分析软件对其进行性能分析,获得最优的支架结构,然后利用70S生物活性玻璃生物活性、优良的降解性等优点,3D打印的可控成型。构建适用于下颌骨缺损部位,具有诱导骨组织再生,并且力学性能与人骨力学相匹配的人工骨支架。主要研究工作如下:1.人工骨支架的设计与模拟计算针对目前仿生骨微孔结构存在的问题,以天然骨微孔结构为基础,通过MATLAB、HYPERMESH、ANSYS等软件设计了以传统表面与三重周期最小表面为基本的微孔结构模型。通过ANSYS Workbench对模型进行性能的计算,获得孔形貌、孔隙率对模型的影响规律。结果表明三重周期极小曲面结构模型性能比传统表面模型优异。2.生物活性玻璃材料的制备针对工程骨支架构建所需的材料,选用70S生物活性玻璃。使用磷酸三乙酯与正硅酸乙酯作为原料采用溶胶-凝胶法制备,通过干燥、烧结、破碎制备出白色粉体。使用XRD、SEM、傅里叶红外光谱、SBF、以及力学分析等方法对材料进行测试分析,结果得出制备出的粉体是70S生物活性玻璃并且在SBF溶液中浸泡会生长出人体所需羟基磷灰石,说明溶胶-凝胶法制备出的70S生物活性玻璃具备生物活性可用于人体。3.光固化3D打印生物活性玻璃支架并进行实验针对组织工程骨支架的制备,通过光固化3D打印技术打印出10mm立方体的PW两种模型。可以看出结构完整并且具有联通的孔隙率与设计的模型基本一致。通过对其力学性能检测,直至应变达到0.3%测出支架的应力W型分别为6.85 MPa、6.74 MPa、6.47 MPa,P型分别为5.76 MPa、5.68 MPa、5.42 MPa。均满足人体所需,而且与有限元分析结果一样。通过实验结果可以说明ANSYS有限元分析可以为制备支架实验做出一个数据基础,溶胶-凝胶法制备的生物活性玻璃具有优良的生物活性,SLA3D打印技术具有精准、个性化定制的优势打印出的支架完全可以满足人体所需性能。因此本文中制备的支架可以用于人体作为骨缺损修复。
胡蓓蓓[5]（2019）在《多孔掺锶透钙磷石复合材料修复骨缺损的初步研究》文中研究表明目的 制备多孔明胶-10%掺锶透钙磷石（Gel-10%SrDCPD）修复材料,探究材料内部结构及理化性能并进行生物安全性能的初步评价。构建兔下颌骨缺损模型,植入复合rhBMP2/7的Gel-10%SrDCPD和纯Gel-10%SrDCPD材料,初步探索复合rhBMP2/7多孔修复材料以及纯Gel-10%SrDCPD材料对兔下颌骨大面积缺损的修复能力,为临床应用提供前期的理论基础。方法 实验一:以磷酸氢钙二水合物（CaHPOC4·2H2O）、磷酸氢锶（SrHP04）、碳酸钙（CaC03）为原料,制备10%掺锶β-磷酸三钙（β-TCP）粉末。将10%掺锶β-TCP 粉末与磷酸二氢钙（Ca（H2PO4）2·H2O）、5wt%明胶（Gelatin,Gel）溶液混合入模,通过戊二醛溶液化学交联和真空冷冻干燥技术,制备出多孔Gel-10%SrDCPD支架材料。通过X射线衍射仪、傅里叶红外光谱仪分析材料构象,扫描电镜观察内部结构,万能材料试验机检测支架材料的力学性能。实验二:1提取10%Sr-DCPD、Gel-10%SrDCPD两组材料的浸提液,设置阴性对照组为RMPI完全培养液、阳性对照组为0.64%苯酚溶液,培养L929细胞1、3、5、7天后,倒置显微镜下观察细胞数量和形态,采用MTT法检测细胞毒性,记录吸光（OD）值并计算细胞相对增殖率（RGR）。2设置阴性对照组为NaCl,阳性对照组为去离子水,10%Sr-DCPD、Gel-10%SrDCPD浸提液分别为实验Ⅰ组、实验Ⅱ组,吸取稀释兔血加入各组,恒温水浴锅静置1h,1000r/min离心5min后取上清液,测各组OD值,计算溶血率。3向兔背部皮肤A、C区注入生理盐水为对照组,B、D区由上至下注入10%Sr-DCPD、Gel-10%SrDCPD浸提液,24、48、72h后对比观察注射区皮肤红肿情况。实验三:建立45只家兔双侧下颌骨临界骨缺损模型,随机分为对照组、10%Sr-DCPD 组、Gel-10%SrDCPD 组、0.04μg/μLrhBMP2/7/Gel-10%SrDCPD组、1μg/μLrhBMP2/7/Gel-10%SrDCPD组,术后4、8、12W分别取对应标本,通过大体观察、CBCT、HE染色、Col-I免疫组化评价缺损区域新骨生长情况。结果 实验一:1将材料Gel-10%SrDCPD、10%Sr-DCPD进行XRD检测,与透钙磷石（DCPD）的标准卡片比较,10%Sr-DCPD、Gel-10%DCPD两种材料均成功将锶引入,再进行FT-IR检测与纯明胶材料比较分析,可检测出Gel-10%SrDCPD中明胶的存在,实验成功制备了多孔Gel-10%SrDCPD修复材料。2扫描电镜下,Gel-10%SrDCPD由不规则短棒状晶体组成,可见数量不等的孔洞结构,孔径大小在50-300μm之间,优于10%Sr-DCPD材料。3万能材料试验机检测下,10%Sr-DCPD、Gel-10%SrDCPD 复合材料平均压强分别为 18.79±4.63MPa、16.84±3.23MPa,低于 DCPD（28.74±2.93MPa）),差异有统计学意义（P<0.001）)。而 10%Sr-DCPD、Gel-10%SrDCPD组间差异无统计学意义（P>0.05）,明胶的掺入未影响复合材料的抗压强度。实验二:1随时间增长,除了苯酚组细胞OD值逐步降低外,其他各组均呈增长趋势,不同时间点间OD值差异有统计学意义（F=51.592,P<0.01）。不同组间OD值差异有统计学意义（F=75.050,P<0.01）,其中 Gel-10%SrDCPD 组在第 3、5、7 天的 OD 值均最高,提示Gel-10%SrDCPD组对L929细胞的增殖作用最强。计算增殖率对照细胞毒性分级表可得1、3、5、7天两组实验组的细胞毒性均在0或1级,苯酚组的细胞毒性等级在3或4级。2 10%Sr-DCPD组、Gel-10%SrDCPD组的溶血率分别为3.33%、4.67%,均小于 5%。3 24h、48h、72h 后,10%Sr-DCPD、Gel-10%SrDCPD和生理盐水组实验部位皮肤均无红斑和红肿出现,评分等级均为0。实验三:术后动物无不良反应,伤口无明显炎症表现。CoI-I免疫组化染色平均光密度值（MOD值）显示,不同时间点间MOD表达差异有统计学意义（F=43.604,P<0.01）,空白组MOD变化趋势不明显,其他四组的MOD值均随着时间增长呈下降趋势。五组间MOD值表达差异有统计学意义（F=48.052,P<0.01）,与空白组和10%Sr-DCPD组相比,其他三组的MOD值均较高（P<0.05）,提示三组均具有较好的成骨作用。其中1μg/μLrhBMP2/7/Gel-SrDCPD组Col-I表达区域的MOD值最高（P<0.05）,提示吸附1μg/μLrhBMP2/7的多孔复合材料诱导成骨作用最佳,而Gel-10%DCPD和0.04μg/μLrhBMP2/7/Gel-10%SrDCPD组间差异无统计学意义（P>0.05）。结论 1实验采用真空冷冻干燥法成功制备了具有大孔、微孔并存的多孔Gel-10%SrDCPD复合材料,材料的抗压强度接近于骨松质。2 10%Sr-DCPD、Gel-10%SrDCPD两种材料无细胞毒性、溶血率小于5%、不会引起皮肤炎性反应,是具有生物安全性的修复材料。3成功将rhBMP2/7细胞因子引入多孔材料中,动物实验证实纯Gel-10%SrDCPD和复合rhBMP2/7的Gel-10%SrDCPD多孔材料均可促进体内新骨生成,且1μg/μLrhBMP2/7/Gel-10%SrDCPD组的效果最佳。图26幅;表5个;参134篇。
李一涵[6]（2018）在《β-TCP复合BMSCs修复兔牙槽骨内牙移动实验研究》文中进行了进一步梳理目的:探讨利用骨髓间充质干细胞（BMSCs）与颗粒型多孔β-磷酸三钙（β-TCP）支架复合所构建的组织工程骨修复兔下颌牙槽骨缺损,观察牙齿在植骨区内的移动情况和牙周组织反应。方法:通过拔除新西兰大白兔下颌第一磨牙并扩大拔牙窝,建立下颌双侧牙槽骨的临界骨缺损模型。实验组采用β-TCP支架与兔自体BMSCs体外共培养后植入右侧牙槽骨缺损。对照组以单纯β-TCP支架作为植入材料修复左侧牙槽骨缺损。术后8周,随机选取6只兔进行植骨区的取材,制作骨组织硬切片并行Van Gieson’s苦味酸品红染色,评价成骨效果;对其余兔进行下颌双侧第二磨牙加力,近中向牵引4周。分别在加力后的第1、2、3、4周各处死6只兔,测量牙移动距离并制作组织学切片,通过HE染色观察牙周组织变化,抗酒石酸酸性磷酸酶染色法计数压力侧破骨细胞的数目、免疫组化法检测张力侧BMP-2的表达。t检验比较组间差异。结果:植骨术后8周,实验组牙槽骨修复区内成骨效果优于对照组。牵引4周后,正畸牙在实验组牙槽骨修复区内的移动量大于对照组（P<0.05）。牵引第2、3、4周时,实验组移动牙压力侧的破骨细胞数量和张力侧BMP-2表达均高于对照组,差异具有统计学意义（P<0.05）。结论:1.BMSCs复合颗粒型多孔β-TCP支架所构建的组织工程化骨能够良好地修复兔下颌牙槽骨的临界骨缺损。2.植骨8周后,在由BMSCs复合颗粒型多孔β-TCP支架所构成的组织工程化骨和单纯β-TCP支架所修复的牙槽骨缺损区内均可进行正畸牙移动。3.邻牙在本实验组牙槽骨组织工程修复区内开展早期牙移动时,由于再生的牙周组织改建活跃,有加速牙移动的趋势。
范雪莹[7]（2017）在《Sr2+、Ag+金属离子改性β-TCP仿骨陶瓷材料研究》文中进行了进一步梳理生物陶瓷β-磷酸三钙是一种理想的修复骨组织缺损的材料,具有优异的生物相容性、可降解性,植入人体后与人骨结合性能好,无毒副作用产生。但是,机械性能较差、脆性高、在生理环境中易产生疲劳破坏。研究表明,金属离子如镁、锶、锰、铁、锌和银离子等可以掺杂进入磷酸钙材料,以增强材料的机械特性和生物学特性。载银抗菌材料对人体无毒害作用,稳定且安全。锶是天然骨中的关键组分,可以促进骨骼发育、加速类骨质形成,并且取代磷酸三钙晶格中的钙,进而提供额外机械强度。本研究运用仿生学原理模仿自然骨的结构及组分,通过溶胶-凝胶自燃烧法制备Sr2+、Ag+改性的β-磷酸三钙粉末,按照（Ca+Sr/Ag）/P=1.50的摩尔比例进行反应,合成1%、7%、13%Sr2+改性β-磷酸三钙粉体及1%Sr2+,0.05%、0.8%、3%Ag+改性β-磷酸三钙粉体。以炭粉为致孔剂,聚乙烯醇为粘结剂,通过模压成型及烧结技术制备β-磷酸三钙陶瓷材料。研究Sr2+、Ag+改性的β-磷酸三钙仿骨陶瓷材料的微观结构、机械性能、抗菌性能、降解性能、摩擦磨损性能等,以开发力学性能良好、抗菌性强的适用于骨骼移植替代的新型可降解β-磷酸三钙仿骨陶瓷材料。研究表明,Sr2+、Ag+可以取代β-磷酸三钙的Ca2+,从而进入β-磷酸三钙晶格,金属离子改性β-磷酸三钙粉体结晶程度良好且纯净,粒径较小且分布均匀,均在50μm以下。炭粉及PVA溶液在烧结的过程中热分解彻底,在β-磷酸三钙陶瓷内未发生明显残留。当炭粉添加量为20wt%,PVA浓度为6wt%时,制得的β-磷酸三钙多孔陶瓷材料孔径状态及机械性能最佳,抗压强度为18.91MPa,气孔率为69.64%,孔径尺寸约为200300μm,吸水率大于60%。Sr2+引入使得β-磷酸三钙陶瓷材料机械强度增强,纯β-磷酸三钙陶瓷材料不具备抗菌性能,由于Ag+的引入,使β-磷酸三钙材料具备抗菌特性。Sr2+、Ag+改性β-磷酸三钙陶瓷在体外降解试验的过程中,会产生自身的降解以及表面类骨磷灰石层的形成,磷灰石层沉积速度大于降解速度,且多孔陶瓷材料孔隙率越高,越有利于磷灰石形成。Sr2+的引入促进β-磷酸三钙陶瓷表面羟基磷灰石的沉积,提高β-磷酸三钙材料的生物相容性及骨传导性,有助于提高材料的机械性能。由于Sr2+引入β-磷酸三钙导致材料晶格畸变,表面粗糙度增大,使得Sr2+改性β-磷酸三钙陶瓷与超高分子聚乙烯板之间摩擦系数增大,摩擦条件相同情况下,随着Sr2+引入量的增加,摩擦系数变大。Sr2+、Ag+改性的β-磷酸三钙陶瓷材料在干摩擦环境下摩擦系数最大,在SBF溶液和生理盐水环境下摩擦系数降低。陶瓷材料受到的法向载荷越大,产生的摩擦阻力越大,从而摩擦系数越大。陶瓷材料转动速度越大,摩擦阻力越低,摩擦系数相应降低。
李雅梅,艾娟,鲍飞,林成[8]（2017）在《可注射型组织工程骨支架材料的研究进展》文中指出可注射型组织工程骨支架材料是一种具有一定形态和机械强度的支架材料,可与种子细胞复合,以流体的形式注射到骨组织缺损部位,最终形成新骨,达到结构恢复和功能重建的目的。此材料具有创伤小、可塑性好的特点,可以修复形态不规则的骨缺损,能够很好地复合生长因子,是目前较为理想的骨组织缺损的修复方式。在众多可注射骨组织工程材料中,生物陶瓷材料、高分子材料等被证明有高度的生物相容性和良好的机械性能,已成为骨组织工程材料方面的研究重点。旨在对生物陶瓷材料、高分子材料、生物陶瓷与高分子复合材料的发展与应用作一综述。
朱旭佳[9]（2016）在《hBMP-2修饰β-TCP/I型胶原复合材料对MC3T3-E1细胞增殖的影响》文中指出目的:骨缺损和骨不连修复问题一直非常棘手,人们尝试许多方法,但都有缺陷。最近研究者们设计的仿生骨基质材料,为了解决骨缺损及骨不连修复的这个棘手的难题提供了全新的修复的方法,本课题组不仅有效地利用了磷酸三钙良好的生物降解特性和形貌变化特性以及载体的功能,而且还充分的利用了I型胶原良好的细胞和组织相容性,以及两者结合所产生的协同效应,尤其是骨形态发生蛋白能够诱导动物或人的间充质细胞分化成为骨、软骨、韧带、肌腱和神经组织的特点,然后再利用质粒DNA作为基因的载体,制成含人的骨形态发生蛋白-2为目的基因的质粒包裹β-磷酸三钙/I型胶原溶液支架材料形成的骨修复材料,并通过体外实验研究观察这种复合材料的理化性能、生物相容性及其诱导、传导成骨的能力,为骨组织高效重建创建良好的的初始平台。方法:制备纳米级多孔β-TCP/胶原支架并负载含目的基因BMP2的质粒DNA形成基因修饰的支架材料。建立复合支架材料与小鼠前成骨MC3T3-E1细胞株的体外培养体系。将其分为支架组（Z）和平皿组（M）,再根据质粒的不同浓度每组再分为2个小组。实验通过扫描电镜、光镜观察细胞学形态,Alamar Blue法检测细胞增殖,MuseTMCell Analyzer法检测细胞周期,实时荧光定量PCR检测Cdk2、Cdk4等细胞增殖基因。检测结果进行统计学分析。结果:含人的骨形态发生蛋白-2为目的基因的质粒DNA修饰的纳米β-磷酸三钙/I型胶原溶液复合材料表面上面有大量大小不一孔隙;本研究说明复合材料与单纯含hBMP-2为目的基因的质粒DNA相比,更能促进前成骨细胞黏附、增殖及功能代谢,表明其对前成骨细胞具有良好细胞相容性。结论:含人的骨形态发生蛋白-2为目的基因的质粒DNA修饰的纳米β-磷酸三钙/I型胶原溶液复合材料具有促进小鼠前成骨细胞增值的作用。含人的骨形态发生蛋白-2为目的基因的质粒DNA修饰的纳米β-磷酸三钙/I型胶原溶液复合材料对前成骨细胞的增殖作用均要优于单纯的含人的骨形态发生蛋白-2为目的基因的质粒DNA和单纯的纳米β-磷酸三钙/I型胶原溶液的支架材料。
张学慧[10]（2012）在《明胶/磷酸三钙复合纳米纤维膜的成骨诱导机制及骨修复应用研究》文中认为骨缺损是临床实践中的常见病例。小范围的骨缺损可以通过机体自身的修复机制逐渐愈合完好并恢复其功能，而当骨缺损范围较大即达到“临界尺寸”时，则需要借助人工植入材料进行骨缺损的辅助治疗。自体骨移植是目前临床上最为有效的治疗方法，被称为骨修复的“金标准”，但存在取材来源有限、供区手术与功能障碍以及有感染的风险等缺陷而使其应用受到限制。为解决该问题，近年来广泛采用天然无机骨修复材料即异体移植骨治疗骨缺损，如小牛骨来源的Bio-Oss、猪骨来源的OsteoBiol。然而，这些异体骨存在加工费时、产品价格昂贵等缺陷。因此，众多学者将目光转移到人工合成材料上，尤其是有机/无机复合材料因其在组成和结构上类似天然骨细胞外基质而在骨修复研究中得到广泛应用，也取得了较好的成果。大量研究表明胶原与磷灰石复合材料在体内外均具有良好的生物学效应。本文就明胶与磷酸三钙（β-TCP）复合纳米纤维膜材料在骨修复中的应用以及对成骨分化的诱导机制进行了研究。本研究采用静电纺丝技术成功获得不同磷酸三钙（β-TCP）含量（0，5，10和20wt%）的明胶/β-TCP复合纳米纤维膜材料，扫描电镜观察可见交联处理前的纳米纤维粗细均匀，呈现无规则排布，纤维之间互相交错形成很多孔隙，四种复合纳米纤维的纤维直径均在200-400nm之间，表明β-TCP的掺入不会影响纤维直径的变化。单纯明胶纳米纤维表面光滑，而明胶/β-TCP复合纳米纤维上可见突起于纤维表面的磷灰石颗粒，而且磷灰石颗粒在纤维表面的附着量随着β-TCP的含量增加而增加。透射电镜观察可见磷灰石颗粒被包裹在明胶纤维内部，这将为磷灰石溶解释放钙离子起到调节作用。交联后的纳米纤维之间发生融并，纤维直径增加，而纤维间的孔隙较交联处理前明显减小，从纳米纤维膜的侧面观可见膜材料内部的纤维也发生互相粘连，表明纳米纤维膜完全被交联，这将有利于避免用于细胞培养而使材料发生快速降解，但磷灰石颗粒仍然突起于材料表面，表明明胶/β-TCP复合纳米纤维膜具有一定的表面粗糙度，这将有利于细胞的黏附与增殖。结构与组分分析证实了β-TCP和明胶组分的存在。蛋白吸附实验结果显示复合纳米纤维膜材料的血清蛋白吸附量随着β-TCP含量的增加而增加，而且在24小时内蛋白吸附量呈现时间依赖性。钙离子释放实验结果显示，在不更换培养基的情况下，孵育1天后钙离子即开始释放，在第7天时含20wt%β-TCP的膜材料其钙离子释放浓度趋于饱和，而其它两组钙离子释放浓度在持续孵育第14天后达到饱和状态。在达到饱和浓度的20wt%β-TCP膜材料上表面可见大量磷灰石颗粒沉积，表明发生了钙离子再沉积现象。在定期更换培养基的条件下，20wt%β-TCP膜材料在第7天后仍然有钙离子的继续释放，表明该复合纳米纤维膜释放钙离子在一定时间内存在钙离子“溶解-再沉积-溶解”动态平衡状态。将成骨细胞系MG-63和原代分离培养的大鼠骨髓间充质干细胞（rBMSCs）分别接种至四种不同β-TCP含量的纳米纤维膜材料上，培养1和7天后，扫描电镜观察细胞形貌以及细胞黏附率检测结果显示，四种纳米纤维膜材料均有利于MG-63细胞及rBMSCs的黏附与增殖，在磷灰石掺入的纳米纤维上细胞表面分泌大量的细胞外基质，且有许多细胞突形成，激光共聚焦显微镜观察细胞骨架显示细胞骨架肌动蛋白丝的分布及细胞铺展面积均与β-TCP的含量呈正相关。MG-63细胞在膜材料上的ELISA检测结果显示四种膜材料中以20wt%β-TCP膜材料上的成骨分化指标碱性磷酸酶的表达量为最高，以上结果表明20wt%β-TCP复合纳米纤维膜材料可以有效促进成骨细胞的黏附、增殖以及成骨分化。进一步在单纯明胶与20wt%β-TCP膜材料上接种第三代rBMSCs后的7，14和21天，实时荧光定量PCR检测结果显示含20wt%β-TCP膜材料不仅可促进BMSCs的成骨分化关键转录因子RUNX-2、成骨分化基因I型胶原、骨形态发生蛋白BMP-2以及骨钙素BGLAP的上调表达，而且还激活了钙敏感受体CaSR的上调表达，表明明胶/β-TCP复合纳米纤维膜诱导rBMSCs成骨分化与CaSR的激活以及BMP-2信号通路有关。本实验在体外研究的基础上，进一步将单纯明胶纳米纤维膜与20wt%β-TCP膜材料分别植入直径为8mm的兔下颌骨临界尺寸缺损模型中，以商品胶原膜为对照，分别在术后4周和12周通过解剖学观察、Micro-CT形态学检测、H-E染色以及免疫组化分析显示，单纯明胶纳米纤维膜的骨修复效果在新生骨形貌、骨痂形成、骨密度、骨容积比例以及骨重塑程度等方面均接近商品胶原膜。相比较，明胶/β-TCP复合纳米纤维膜则具有更好的骨修复质量，且在术后12周与宿主骨形成了良好的骨整合，骨密度接近正常骨组织，表明明胶/β-TCP复合纳米纤维膜具有良好的引导骨再生作用。由此可见，本实验制备的明胶/β-TCP复合纳米纤维膜可以用于骨缺损的修复，同时本研究结果将有望对今后骨修复研究及骨缺损的临床治疗提供切实的理论指导。
二、多孔β-TCP/BMG复合人工骨修复下颌骨缺损的实验研究（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、多孔β-TCP/BMG复合人工骨修复下颌骨缺损的实验研究（论文提纲范文）
（1）个性化多孔股骨组合式支架设计及性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 课题背景及研究意义 |
| 1.2 骨的结构 |
| 1.2.1 骨组织结构 |
| 1.2.2 骨组织的力学性质 |
| 1.3 骨支架的制造技术研究现状 |
| 1.3.1 传统制造技术研究现状 |
| 1.3.2 增材制造技术研究现状 |
| 1.4 股骨大段骨缺损修复支架研究现状 |
| 1.4.1 人工骨修复支架设计研究现状 |
| 1.4.2 支架材料的研究现状 |
| 1.4.3 支架多孔结构设计研究现状 |
| 1.4.4 支架表面修饰研究现状 |
| 1.4.5 传统股骨缺损修复体存在的问题 |
| 1.5 论文的主要研究和总体框架 |
| 1.5.1 主要研究内容 |
| 1.5.2 论文总体框架 |
| 第二章 股骨大段骨缺损组合式支架的模块化设计 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 修复方式对周围骨组织应力分布的影响 |
| 2.2.1 骨组织的三维重建 |
| 2.2.2 骨重建理论 |
| 2.2.3 骨重建模拟计算 |
| 2.3 股骨组合式支架的模块化设计 |
| 2.3.1 模块化设计 |
| 2.3.2 人体骨组织结构及其修复材料 |
| 2.3.3 股骨组合式支架模块化划分 |
| 2.3.4 个性化股骨组合式支架模块化设计流程 |
| 2.3.5 模块化股骨组合式体支架的技术意义 |
| 2.4 本章小结 |
| 第三章 孔隙功能梯度钛合金支架力学及细胞活性研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 均质支架单元结构的力学性能 |
| 3.2.1 结构选取及参数化设计 |
| 3.2.2 结构力学性能仿真 |
| 3.2.3 支架的制造及力学性能测试 |
| 3.3 孔隙功能梯度支架的力学性能 |
| 3.3.1 支架的设计 |
| 3.3.2 支架的制造及力学性能测试 |
| 3.4 孔隙功能梯度支架的细胞活性分析 |
| 3.5 本章小结 |
| 第四章 钛合金支架几何结构对其力学及骨长入性能的影响 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 不同支架结构的设计及制造 |
| 4.2.1 支架结构的选取及参数化设计 |
| 4.2.2 支架的制造及表征 |
| 4.3 不同支架结构的力学性能测试 |
| 4.4 不同支架结构骨长入性能评价 |
| 4.4.1 兔股骨远端骨缺损修复 |
| 4.4.2 Micro-CT评价 |
| 4.4.3 组织学评价 |
| 4.5 不同支架结构的CFD分析 |
| 4.5.1 控制方程 |
| 4.5.2 边界条件 |
| 4.5.3 支架结构流体特性 |
| 4.5.4 讨论 |
| 4.6 本章小结 |
| 第五章 钛合金支架表面飞秒激光改性对其骨长入性能的影响 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 支架表面的飞秒激光改性 |
| 5.2.1 支架的制造及表面飞秒激光改性 |
| 5.2.2 支架表面微观结构评价 |
| 5.3 支架体外活性评价 |
| 5.3.1 支架表面接触角的测量 |
| 5.3.2 支架体外生物活性评价 |
| 5.4 支架体内骨长入性能评价 |
| 5.4.1 兔胫骨骨缺损修复 |
| 5.4.2 Micro-CT评价 |
| 5.4.3 组织学评价 |
| 5.4.4 讨论 |
| 5.5 本章小结 |
| 第六章 可降解硅酸钙生物陶瓷支架的力学及骨长入性能研究 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 生物陶瓷支架与钛合金支架骨长入性能分析 |
| 6.2.1 支架的制造与表征 |
| 6.2.2 支架体外细胞活性评价 |
| 6.2.3 兔颅骨骨缺损修复 |
| 6.2.4 体内骨长入性能评价 |
| 6.3 含锶硅酸钙生物陶瓷的制备及性能研究 |
| 6.3.1 生物陶瓷材料粉体的制备与支架打印 |
| 6.3.2 生物陶瓷材料体外生物活性评价 |
| 6.3.3 生物陶瓷材料体外降解性能评价 |
| 6.3.4 生物陶瓷材料的细胞活性评价 |
| 6.4 本章小结 |
| 第七章 3D打印模块化组合式支架重建股骨肿瘤切除后骨缺损 |
| 7.1 引言 |
| 7.2 病例分析 |
| 7.3 模块化股骨修复支架的一体化设计 |
| 7.3.1 股骨影像数据影像的采集及三维重建 |
| 7.3.2 模块化股骨缺损修复支架的设计 |
| 7.3.3 股骨修复支架固定方式的构建 |
| 7.4 支架固定方式对支架稳定性的影响分析 |
| 7.4.1 微动位移分析 |
| 7.4.2 应力分析 |
| 7.5 本章小结 |
| 第八章 结论与展望 |
| 8.1 结论 |
| 8.2 创新点 |
| 8.3 展望 |
| 附录1 实验材料与设备 |
| 附录2 实验过程 |
| 参考文献 |
| 作者在读期间科研成果简介 |
| [A]已发表论文 |
| [B]参加的科研项目 |
| 致谢 |
（2）HIF-1α转染脂肪干细胞复合HA/β-TCP人工骨修复兔股骨头坏死模型的实验研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 中英文缩略词表 |
| 前言 |
| 第一部分 液氮冷冻法兔股骨头坏死模型的构建 |
| 引言 |
| 1.实验材料与方法 |
| 1.1 实验动物 |
| 1.2 主要仪器 |
| 1.3 主要试剂 |
| 1.4 主要试剂配制 |
| 1.5 方法 |
| 1.6 统计学分析 |
| 2.结果 |
| 2.1 股骨头外形观察 |
| 2.2 X线 |
| 2.3 MRI |
| 2.4 micro-CT |
| 2.5 HE染色 |
| 3.讨论 |
| 第二部分 缺氧诱导因子-1α对脂肪干细胞成骨/成脂分化的影响 |
| 引言 |
| 1.材料与方法 |
| 1.1 实验动物 |
| 1.2 主要仪器 |
| 1.3 主要试剂 |
| 1.4 方法 |
| 1.5 统计学分析 |
| 2.结果 |
| 2.1 不同组脂肪干细胞的形态学特征 |
| 2.2 不同组脂肪干细胞表明抗原表达 |
| 2.3 HIF-1α对脂肪干细胞增殖、凋亡的影响 |
| 2.4 HIF-1α对脂肪干细胞成骨分化能力的影响 |
| 2.5 HIF-1α对脂肪干细胞成脂分化能力的影响 |
| 3.讨论 |
| 第三部分 HIF-1α转染脂肪干细胞复合HA/β-TCP人工骨移植治疗兔股骨头坏死的表型研究 |
| 引言 |
| 1.材料与方法 |
| 1.1 实验动物及移植分组 |
| 1.2 主要仪器 |
| 1.3 主要试剂 |
| 1.4 主要试剂配制 |
| 1.5 方法 |
| 1.6 统计学分析 |
| 2.结果 |
| 2.1 股骨头外形观察 |
| 2.2 X线 |
| 2.3 MRI |
| 2.4 micro-CT |
| 2.5 HE染色 |
| 3.讨论 |
| 第四部分 HIF-1α转染脂肪干细胞复合HA/β-TCP人工骨移植治疗兔股骨头坏死的机制研究 |
| 引言 |
| 1.材料与方法 |
| 1.1 实验动物及移植分组 |
| 1.2 主要仪器 |
| 1.3 主要试剂 |
| 1.4 方法 |
| 1.5 统计学分析 |
| 2.结果 |
| 2.1 RNA-seq分析移植前后基因表达谱 |
| 2.2 qPCR分析移植前后的基因表达差异 |
| 2.3 WB和免疫荧光分析治疗前后基因表达变化 |
| 3.讨论 |
| 第五部分 结论 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间的研究成果 |
| 综述 |
| 参考文献 |
（3）灌注型生物反应器中流速对β-TCP内间充质干细胞增殖及成骨分化的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 缩略词表 |
| 前言 |
| 参考文献 |
| 第一部分 可降解连通多孔生物陶瓷人工骨材料的制备及性能表征 |
| 1 实验材料 |
| 1.1 实验材料及试剂 |
| 1.2 主要实验设备 |
| 2 实验方法 |
| 2.1 多孔β-TCP支架材料的设计及制备 |
| 2.2 多孔β-TCP支架材料特性的检测 |
| 2.3 统计学分析 |
| 3 结果 |
| 3.1 多孔β-TCP支架材料的微观形貌结果 |
| 3.2 多孔β-TCP支架材料的元素分析结果 |
| 3.3 多孔β-TCP支架材料接触角测定结果 |
| 3.4 多孔β-TCP支架材料的吸水率测定结果 |
| 3.5 多孔β-TCP支架材料的孔隙率测定结果 |
| 3.6 多孔β-TCP支架材料的生物力学检测结果 |
| 4.讨论 |
| 参考文献 |
| 第二部分 骨髓间充质干细胞的提取、培养、传代及鉴定 |
| 1 实验材料 |
| 1.1 实验动物 |
| 1.2 实验材料及试剂 |
| 1.3 主要实验设备 |
| 2 实验方法 |
| 2.1 骨髓间充质干细胞的提取及培养 |
| 2.2 骨髓间充质干细胞的纯化及传代 |
| 2.3 骨髓间充质干细胞的鉴定 |
| 3 实验结果 |
| 3.1 骨髓间充质干细胞提取、培养 |
| 3.2 骨髓间充质干细胞的鉴定 |
| 4 讨论 |
| 参考文献 |
| 第三部分 灌注型生物反应器的设计与构建及灌注型生物反应器中流速对β-TCP内间充质干细胞增殖及成骨分化的影响 |
| 第一节 灌注型生物反应器的设计与构建 |
| 第二节 灌注型生物反应器中流速对β-TCP内间充质干细胞增殖及成骨分化的影响 |
| 1.实验材料 |
| 1.1 实验动物 |
| 1.2 实验材料及试剂 |
| 1.3 主要实验设备 |
| 2 实验方法 |
| 2.1 骨髓间充质干细胞的接种及单纯三维动态灌注培养 |
| 2.2 细胞增殖检测 |
| 2.3 细胞形态检测 |
| 2.4 细胞存活率检测 |
| 2.5 细胞的碱性磷酸酶活力检测 |
| 2.6 实时荧光定量RT-PCR检测细胞成骨分化 |
| 2.7 蛋白印迹(Western-Blot)检测细胞成骨相关蛋白表达 |
| 2.8 统计分析 |
| 3 实验结果 |
| 3.1 细胞增殖检测结果 |
| 3.2 细胞形态观察结果 |
| 3.3 细胞存活率结果 |
| 3.4 细胞的碱性磷酸酶活性结果 |
| 3.5 实时荧光定量RT-PCR检测细胞的成骨分化结果 |
| 3.6 蛋白质免疫印迹检测细胞的成骨相关蛋白表达结果 |
| 4 讨论 |
| 参考文献 |
| 全文结论 |
| 文献综述 |
| 参考文献 |
| 在研期间学术成果 |
| 致谢 |
（4）3D打印生物活性玻璃支架及结构设计（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 符号对照表 |
| 缩略语对照表 |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 人工骨修复材料的国内外研究现状 |
| 1.3 生物活性玻璃(BG)的研究现状 |
| 1.3.1 生物活性玻璃(BG)机械性能的研究现状 |
| 1.3.2 生物活性玻璃(BG)生物学性能、降解性能的研究现状 |
| 1.3.3 生物活性玻璃合成方法 |
| 1.4 人工骨支架微结构的国内外研究现状 |
| 1.5 骨修复材料的制造技术 |
| 1.5.1 气体发泡法 |
| 1.5.2 粒子造孔法 |
| 1.5.3 有机泡沫浸渍法 |
| 1.5.4 相分离法 |
| 1.5.5 静电纺丝法 |
| 1.5.6 3D增材制造技术 |
| 1.6 D增材技术研究现状 |
| 1.7 选题意义及内容 |
| 第二章 生物活性玻璃人工骨支架结构设计 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 传统表面建模与结果分析 |
| 2.2.1 主要设计参数设置 |
| 2.2.2 传统表面模型静力学性能的分析 |
| 2.2.3 传统表面模型静力学性能的结果与分析 |
| 2.2.4 传统表面模型流体力学性能的分析 |
| 2.2.5 传统表面模型流体力学性能的结果与分析 |
| 2.3 三重周期极小表面建模与结果分析 |
| 2.3.1 三重周期极小曲面建模流程 |
| 2.3.2 三重周期极小曲面力学性能的分析 |
| 2.3.3 三重周期极小曲面机械性能的结果与分析 |
| 2.3.4 三重周期极小曲面模型流体力学性能的分析 |
| 2.3.5 三重周期极小曲面模型流体力学性能的结果与分析 |
| 2.4 两种表面模型静力学比较 |
| 2.5 本章小结 |
| 第三章 70S生物活性玻璃的合成及体外生物活性研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验材料与制备方法 |
| 3.2.1 实验过程所用材料及仪器如图所示: |
| 3.2.2 实验方案 |
| 3.3 测试与表征 |
| 3.3.1 粒径检测 |
| 3.3.2 X射线衍射分析(XRD) |
| 3.3.3 扫描电镜检测(SEM) |
| 3.3.4 傅里叶红外光谱(FTIR) |
| 3.3.5 生物活性表征方法 |
| 3.3.6 材料的热重分析 |
| 3.4 结果与分析 |
| 3.4.1 样品成分及粒径表征 |
| 3.4.2 XRD分析 |
| 3.4.3 SEM分析 |
| 3.4.4 红外光谱形貌分析 |
| 3.4.5 材料热重分析结果 |
| 3.5 本章小结 |
| 第四章 光固化3D打印生物活性玻璃支架 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验方法 |
| 4.2.1 生物活性玻璃浆料制备方法 |
| 4.2.2 生物活性玻璃支架的光固化打印 |
| 4.2.3 生物活性玻璃支架的力学性能分析 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 3D打印生物活性玻璃支架 |
| 4.3.2 生物活性玻璃支架力学性能 |
| 4.3.3 生物活性玻璃支架力学性能与有限元分析结果比较 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 结论与展望 |
| 5.1 结论 |
| 5.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 作者简介 |
（5）多孔掺锶透钙磷石复合材料修复骨缺损的初步研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 英文缩略表 |
| 引言 |
| 第1章 多孔明胶-10%掺锶透钙磷石修复材料的制备与表征 |
| 1.1 实验试剂与设备 |
| 1.2 实验方法 |
| 1.2.1 明胶-10%掺锶透钙磷石复合材料制备 |
| 1.2.2 支架材料的性能测试与结构表征 |
| 1.3 统计学处理 |
| 1.4 结果 |
| 1.4.1 大体外观和微观结构 |
| 1.4.2 XRD分析 |
| 1.4.3 FT-IR分析 |
| 1.4.4 力学强度分析 |
| 1.5 讨论 |
| 1.6 小结 |
| 参考文献 |
| 第2章 明胶-10%掺锶透钙磷石复合材料的生物学评价 |
| 2.1 实验试剂与设备 |
| 2.2 实验方法 |
| 2.2.1 细胞毒性实验 |
| 2.2.2 体外溶血实验 |
| 2.2.3 皮肤刺激实验 |
| 2.3 结果 |
| 2.3.1 细胞毒性实验 |
| 2.3.2 体外溶血实验 |
| 2.3.3 皮肤刺激实验 |
| 2.4 讨论 |
| 2.5 小结 |
| 参考文献 |
| 第3章 rhBMP2/7复合多孔Gel-10%SrDCPD材料修复牙槽骨缺损的实验研究 |
| 3.1 实验材料和仪器 |
| 3.2 实验方法 |
| 3.2.1 rhBMP2/7复合Gel-10%SrDCPD骨修复材料制备 |
| 3.2.2 动物实验设计及分组 |
| 3.2.3 骨缺损模型制备与修复材料植入 |
| 3.2.4 术后组织处理及检测 |
| 3.3 实验结果 |
| 3.3.1 下颌骨大体观察 |
| 3.3.2 影像学分析 |
| 3.3.3 HE染色 |
| 3.3.4 免疫组化分析 |
| 3.4 讨论 |
| 3.5 小结 |
| 参考文献 |
| 第4章 综述 |
| 4.1 明胶的理化性能 |
| 4.2 明胶的交联方式 |
| 4.3 明胶在医学材料中的应用 |
| 4.4 明胶复合材料在组织支架中的应用 |
| 4.5 展望与总结 |
| 参考文献 |
| 结论 |
| 致谢 |
| 导师简介 |
| 作者简介 |
| 学位论文数据集 |
（6）β-TCP复合BMSCs修复兔牙槽骨内牙移动实验研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 绪论 |
| 第一部分 颗粒型多孔β-TCP支架与兔BMSCS复合构建组织工程骨的体外实验研究 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 材料与方法 |
| 1.2.1 主要试剂和材料 |
| 1.2.2 主要仪器和设备 |
| 1.2.3 主要溶液配制 |
| 1.3 实验动物 |
| 1.4 实验方法 |
| 1.4.1 兔BMSCs的分离和培养 |
| 1.4.2 兔BMSCs的诱导分化能力 |
| 1.4.3 兔BMSCs与 β-TCP的复合情况 |
| 1.5 结果 |
| 1.5.1 兔BMSCs的分离、培养 |
| 1.5.2 BMMSCs成脂、成骨定向诱导分化实验 |
| 1.5.3 兔BMSCs与β-TCP的复合情况 |
| 1.6 讨论 |
| 1.7 结论 |
| 第二部分 兔下颌牙槽骨超临界骨缺损的建立 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 材料与方法 |
| 2.2.1 主要试剂和材料 |
| 2.2.2 实验仪器 |
| 2.2.3 实验动物 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 实验步骤 |
| 2.3.2 标本采集和处理 |
| 2.4 实验结果 |
| 2.4.1 大体观察 |
| 2.4.2 Micro-CT观察 |
| 2.4.3 组织学观察 |
| 2.5 讨论 |
| 2.6 结论 |
| 第三部分 β-TCP/BMSCS修复兔牙槽骨缺损的体内实验研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 材料与方法 |
| 3.2.1 主要试剂和材料 |
| 3.2.2 实验仪器 |
| 3.2.3 实验动物 |
| 3.2.4 主要溶液配置 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 牙槽骨临界骨缺损的修复术 |
| 3.3.2 骨组织多荧光序列标记 |
| 3.3.3 标本采集和硬组织切片的制作 |
| 3.3.4 骨组织序列荧光检测和观察 |
| 3.3.5 硬组织切片的染色和观察 |
| 3.3.6 统计分析 |
| 3.4 实验结果 |
| 3.4.1 大体观察 |
| 3.4.2 骨组织序列荧光标记结果 |
| 3.4.3 组织学观察 |
| 3.5 讨论 |
| 3.6 结论 |
| 第四部分 β-TCP/BMSCS修复牙槽骨缺损后的牙移动研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 材料与方法 |
| 4.2.1 主要试剂和材料 |
| 4.2.2 实验仪器 |
| 4.2.3 实验动物 |
| 4.3 实验方法 |
| 4.3.1 牙槽骨修复区内牙移动模型的建立 |
| 4.3.2 牙移动距离的测量 |
| 4.3.3 标本采集和组织学切片制作 |
| 4.3.4 组织学切片的染色处理和图像分析 |
| 4.3.5 统计分析 |
| 4.4 实验结果 |
| 4.4.1 大体观察 |
| 4.4.2 牙移动距离结果 |
| 4.4.3 牙移动中牙周组织的组织学观察 |
| 4.5 讨论 |
| 4.6 结论 |
| 全文总结 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 附件:攻读硕士学位期间发表的学术论文 |
（7）Sr2+、Ag+金属离子改性β-TCP仿骨陶瓷材料研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 骨缺损修复研究现状 |
| 1.2.1 天然骨移植材料 |
| 1.2.2 人工骨移植材料 |
| 1.3 生物陶瓷材料 |
| 1.3.1 氧化铝陶瓷 |
| 1.3.2 生物活性玻璃 |
| 1.3.3 羟基磷灰石 |
| 1.3.4 磷酸三钙 |
| 1.4 选题背景及研究意义 |
| 1.5 研究内容 |
| 1.5.1 β-TCP粉体制备、表征及各影响因素与机制探讨 |
| 1.5.2 Sr~(2+)、Ag~+改性β-TCP仿骨陶瓷材料的制备、表征及性能研究 |
| 1.6 可行性分析及研究技术路线 |
| 1.6.1 制备β-TCP粉体的可行性分析 |
| 1.6.2 金属离子改性β-TCP仿骨陶瓷材料可行性分析 |
| 1.6.3 研究技术路线 |
| 第2章 Sr~(2+)、Ag~+改性β-TCP粉体的制备及性能表征 |
| 2.1 制备Sr~(2+)、Ag~+改性β-TCP粉体试剂与仪器 |
| 2.2 制备Sr~(2+)、Ag~+改性β-TCP粉体试验过程 |
| 2.3 Sr~(2+)、Ag~+改性β-TCP粉体性能检测与表征 |
| 2.3.1 X射线衍射检测 |
| 2.3.2 红外光谱检测 |
| 2.3.3 粒径检测 |
| 2.4 结果与讨论 |
| 2.4.1 X射线衍射分析 |
| 2.4.2 红外光谱分析 |
| 2.4.3 粒径分析 |
| 2.5 本章小结 |
| 第3章 Sr~(2+)、Ag~+改性β-TCP仿骨陶瓷的制备及性能表征 |
| 3.1 仪器与试剂 |
| 3.1.1 制备β-TCP仿骨陶瓷材料仪器与试剂 |
| 3.1.2 抗菌性试验使用的材料与仪器 |
| 3.2 制备改性β-TCP仿骨陶瓷材料试验过程 |
| 3.2.1 致孔剂和粘结剂的选择 |
| 3.2.2 改性β-TCP仿骨陶瓷材料制备过程 |
| 3.2.3 烧结条件的设定 |
| 3.3 仿骨陶瓷材料性能检测及表征 |
| 3.3.1 X射线衍射检测 |
| 3.3.2 红外光谱检测 |
| 3.3.3 扫描电镜检测 |
| 3.3.4 抗压强度检测 |
| 3.3.5 烧结前后的质量关系及吸水率、显气孔率检测 |
| 3.3.6 抗菌性能检测 |
| 3.4 结果与讨论 |
| 3.4.1 烧结前后的质量关系及吸水率、显气孔率分析 |
| 3.4.2 扫描电镜分析 |
| 3.4.3 抗压强度分析 |
| 3.4.4 X射线衍射分析 |
| 3.4.5 红外光谱分析 |
| 3.4.6 抗菌性能分析 |
| 3.5 本章小结 |
| 第4章 Sr~(2+)、Ag~+改性β-TCP仿骨陶瓷材料体外降解性能研究 |
| 4.1 降解试验仪器与试剂 |
| 4.2 SBF溶液配制 |
| 4.3 体外降解试验过程 |
| 4.4 材料的检测与性能表征 |
| 4.4.1 pH值检测 |
| 4.4.2 试样质量变化检测 |
| 4.4.3 X射线衍射检测 |
| 4.4.4 红外光谱检测 |
| 4.4.5 扫描电镜检测 |
| 4.4.6 抗压强度检测 |
| 4.5 结果与讨论 |
| 4.5.1 X射线衍射分析 |
| 4.5.2 红外光谱分析 |
| 4.5.3 扫描电镜形貌分析 |
| 4.5.4 pH值变化分析 |
| 4.5.5 质量变化分析 |
| 4.5.6 机械强度退化分析 |
| 4.6 本章小结 |
| 第5章 Sr~(2+)、Ag~+改性β-TCP仿骨陶瓷材料摩擦磨损性能研究 |
| 5.1 摩擦磨损试验试剂及仪器 |
| 5.2 摩擦磨损试验过程 |
| 5.3 摩擦磨损性能检测 |
| 5.3.1 摩擦系数检测 |
| 5.3.2 磨损量检测 |
| 5.3.3 扫描电镜检测 |
| 5.4 结果与讨论 |
| 5.4.1 润滑环境对摩擦性能的影响 |
| 5.4.2 Sr~(2+)引入量对材料摩擦性能的影响 |
| 5.4.3 法向载荷对材料摩擦性能的影响 |
| 5.4.4 转动速度对材料摩擦性能的影响 |
| 5.4.5 润滑环境对材料磨损量的影响 |
| 5.4.6 Sr~(2+)引入量对材料磨损量的影响 |
| 5.4.7 法向载荷对材料磨损量的影响 |
| 5.4.8 转动速度对材料磨损量的影响 |
| 5.4.9 摩擦磨损表观形貌分析 |
| 5.5 本章小结 |
| 第6章 结论与展望 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 展望 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间取得成果 |
| 导师及作者简介 |
| 致谢 |
（9）hBMP-2修饰β-TCP/I型胶原复合材料对MC3T3-E1细胞增殖的影响（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 前言 |
| 文献综述 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 英文缩写 |
| 攻读学位期间发表的学术成果 |
| 附图 |
（10）明胶/磷酸三钙复合纳米纤维膜的成骨诱导机制及骨修复应用研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 前言 |
| 第一篇 文献综述 |
| 第1章 骨缺损仿生修复及其动物模型的研究进展 |
| 1.1 骨的组成与结构 |
| 1.2 骨的再生与重建 |
| 1.3 用于骨缺损仿生修复的支架材料 |
| 1.4 用于骨缺损仿生修复的动物模型 |
| 1.5 小结 |
| 第2章 纳米纤维材料与成骨细胞相互作用的研究进展 |
| 2.1 天然细胞外基质 |
| 2.2 人工细胞外基质 |
| 2.3 纳米纤维材料对成骨细胞行为的影响 |
| 2.4 磷酸钙基复合纳米纤维对骨髓间充质干细胞的影响 |
| 2.5 小结 |
| 第二篇 研究内容 |
| 第1章 明胶/磷酸三钙复合纳米纤维膜的制备与理化性能研究 |
| 1.1 材料与方法 |
| 1.2 结果 |
| 1.3 讨论 |
| 1.4 小结 |
| 第2章 明胶/磷酸三钙复合纳米纤维膜的成骨诱导机制研究 |
| 2.1 材料与方法 |
| 2.2 结果 |
| 2.3 讨论 |
| 2.4 小结 |
| 第3章 明胶/磷酸三钙复合纳米纤维膜修复兔下颌骨缺损的研究 |
| 3.1 材料与方法 |
| 3.2 结果 |
| 3.3 讨论 |
| 3.4 小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 导师及作者简介 |
| 攻读博士期间发表的学术论文 |
| 致谢 |
四、多孔β-TCP/BMG复合人工骨修复下颌骨缺损的实验研究（论文参考文献）
- [1]个性化多孔股骨组合式支架设计及性能研究[D]. 刘林林. 四川大学, 2021
- [2]HIF-1α转染脂肪干细胞复合HA/β-TCP人工骨修复兔股骨头坏死模型的实验研究[D]. 吴洪亮. 南昌大学, 2020(08)
- [3]灌注型生物反应器中流速对β-TCP内间充质干细胞增殖及成骨分化的研究[D]. 封国超. 甘肃中医药大学, 2020(10)
- [4]3D打印生物活性玻璃支架及结构设计[D]. 张新平. 西安电子科技大学, 2020(05)
- [5]多孔掺锶透钙磷石复合材料修复骨缺损的初步研究[D]. 胡蓓蓓. 华北理工大学, 2019(01)
- [6]β-TCP复合BMSCs修复兔牙槽骨内牙移动实验研究[D]. 李一涵. 上海交通大学, 2018(05)
- [7]Sr2+、Ag+金属离子改性β-TCP仿骨陶瓷材料研究[D]. 范雪莹. 吉林大学, 2017(01)
- [8]可注射型组织工程骨支架材料的研究进展[J]. 李雅梅,艾娟,鲍飞,林成. 国际生物医学工程杂志, 2017(02)
- [9]hBMP-2修饰β-TCP/I型胶原复合材料对MC3T3-E1细胞增殖的影响[D]. 朱旭佳. 佳木斯大学, 2016(12)
- [10]明胶/磷酸三钙复合纳米纤维膜的成骨诱导机制及骨修复应用研究[D]. 张学慧. 吉林大学, 2012(09)