一、生物活性玻璃陶瓷修复下颌骨缺损远期超微结构及元素含量分析（论文文献综述）
王薇[1]（2020）在《多孔生物玻璃骨修复支架的制备及性能研究》文中研究说明目的本实验旨在研究不同含量ZnO取代Al2O3及氮化处理对多孔生物玻璃（Bioglass,BG）支架的孔隙率、抗压强度（Compressive Strength,CS）、抗弯强度（Bending Strength,BS）、降解性能及体外矿化活性的影响。为后续进行细胞体外培养及动物体内实验提供实验基础,为开展新型高强度BG骨修复支架材料的研究和相关产品开发提供一定的理论支持。方法本实验以铝硅酸盐玻璃为基础,用不同含量的ZnO取代Al2O3,并对其进行氮化处理,采用熔融法制备基础玻璃,采用有机泡沫浸渍法制备多孔BG支架。并测定分析多孔BG支架的孔隙率、CS、BS、降解性能及体外矿化活性。孔隙率用阿基米德法测定,CS及BS用万能力学试验机测定,降解性能用多孔BG支架在模拟体液（Simulated Body Fluid,SBF）中的失重进行表征,表面形貌通过扫描电镜（Scanning Electron Microscope,SEM）观察,表面物象组成通过X线衍射分析（X-ray Diffraction,XRD）检测。结果（1）用不同含量的ZnO取代Al2O3后:A、B、C、D四组孔隙率无统计学差异（P>0.05）;A、B、C、D四组CS及BS逐渐下降,有统计学差异（P<0.05）,两两比较,有统计学差异（P<0.05）;在SBF中浸泡7d后,A、B、C、D四组的失重比例逐渐增大,有统计学差异（P<0.05）,两两比较,A组与B组无统计学差异（P>0.05）,其余各组均有统计学差异（P<0.05）;在SBF中浸泡7d后,A组、B组无体外矿化活性,D组体外矿化活性优于C组。（2）氮化处理后（用不同含量的Si3N4取代Si O2）:D、D1、D2、D3四组孔隙率无统计学差异（P>0.05）;D、D1、D2、D3四组CS及BS逐渐增强,有统计学差异（P<0.05）,两两比较,有统计学差异（P<0.05）;在SBF中浸泡7d后,D、D1、D2、D3四组的失重比例逐渐下降,有统计学差异（P<0.05）,两两比较,D2组与D3组无统计学差异（P>0.05）,其余各组均有统计学差异（P<0.05）;在SBF中浸泡7d后,D2组、D3组无体外矿化活性,D组体外矿化活性优于D1组。结论（1）ZnO取代Al2O3及氮化处理对多孔BG支架的孔隙率影响较小,孔隙率主要受聚氨酯海绵尺寸的影响。（2）ZnO取代Al2O3能增强多孔BG支架的降解性能及体外矿化活性,但是会降低其抗压强度及抗弯强度。（3）氮化处理能显着增强多孔氮氧BG支架的抗压强度及抗弯强度,但是会降低其降解性能及体外矿化活性。
张新平[2]（2020）在《3D打印生物活性玻璃支架及结构设计》文中提出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。
邵惠锋[3]（2017）在《3D打印活性陶瓷骨修复支架研究》文中进行了进一步梳理由于频繁的创伤,肿瘤切除等引起的骨缺损导致对骨植入物的需求大大增加。理想的骨修复材料需要满足孔隙率可控、孔道结构贯通、外形与骨缺损区域相匹配、力学性能与自然骨接近、降解速度与新生骨形成速度匹配。为系统解决从结构到力学强度再到降解性能的可控制造,本文以3D打印高力学强度、高生物活性、可控降解的骨支架为主线逐级深入,实现了活性骨支架制造中的控形、控性,将3D打印实现骨修复的个性化定制从几何外形定制推进到性能定制（降解性能及降解速度的定制）。论文的具体研究内容和结果归纳如下:（1） 3D打印了硅酸钙（CSi）多孔支架,系统的探讨了墨水的可打印性,研究了烧结温度,生物玻璃（BG）掺杂量,孔形态结构等参数对支架力学性能的影响。当BG的掺杂量为1%,烧结温度为1080℃时,矩形孔道结构有48MPa的力学强度,而蜂窝形孔道结构有88 MPa的力学强度。支架在模拟体液中浸泡后发现其表面被羟基磷灰石层覆盖,表明支架有良好的生物活性,经过长达3周的浸泡,支架仍具有高达60MPa的力学强度。（2）虽然CSi-BG支架有高的力学强度,但与人体皮质骨的强度（100-150 MPa）比还有一定的距离,为获得更好的力学性能,研发了掺镁硅酸钙（CSi-Mg）陶瓷多孔支架,其强度可达120 MPa,与皮质骨强度相当。体外生物活性测试表明CSi-Mg支架有助于碱性磷酸酶活性,能促进细胞增殖和成骨分化。长期的动物实验（支架植入兔颅骨缺损12周）结果表明,新生骨的再生能力较为优异。（3）考虑到体内骨降解速度有一定的个体差异性,只有实现可控降解才能更好的实现骨支架的个性化定制。由于磷酸三钙（β-TCP）具有较好的生物相容性,我们进一步研究了掺杂β-TCP的CSi-Mg支架（CSi-Mg/TCP）,探讨了β-TCP含量,孔径尺寸,烧结工艺对支架力学强度的影响。当支架内的β-TCP含量为10%时,在两步烧结处理后可具有很高的力学强度（120-140 MPa）, β-TCP含量为20-30%时,支架在一步烧结处理后的力学强度也可达80-100 MPa。当孔径尺寸为～320μμm时,CSi-Mg/TCPx （x=10, 20）支架具有高于100MPa的力学强度和～52%的孔隙率,支架在Tris缓冲液中经过长达6周的浸泡后,仍具有高达50MPa的力学强度。支架的降解速度可随着β-TCP含量的增加而减小,证明了可通过控制β-TCP的含量和采用优化的烧结工艺实现可控降解,为实现降解速度与新生骨生长速度匹配的个性化定制骨提供了可行的研究思路。（4）提出通过支架孔道结构优化和TCP掺杂双管齐下的思路制造成骨性能优异的生物陶瓷支架。制造了支架与宿主骨接触面的孔形态结构改善的支架。支架经过长达8周和12周的兔颅骨缺损植入后,孔道结构改善的支架比常规支架有更好的成骨能力。在此基础上,进一步制造了孔道结构改善的CSi-Mg10/TCP复合支架。8周时,复合支架在体内有很好的成骨能力,12周时,其新生骨量更是高达33.8 ±1.2%。证明可通过控制支架内部孔道结构和掺杂适量的TCP改善支架的骨再生修复能力,为制造高新生骨再生能力的支架提供可行的研究思路。（5）以兔下颌骨缺损的定制修复为例,通过Micro-CT扫描,三维重建、及骨支架打印,展示了 3D打印技术在临床骨修复的个性化定制中的巨大潜力。研究了镁含量对支架在体内骨再生能力的影响,结果表明CSi-Mg10支架有很好的骨再生修复能力,16周时,其新生骨量高达29.1 ±1.1%。同时,因为支架与骨缺损之间微观和宏观结构的良好匹配,导致早期支架与宿主骨之间有很好的骨整合,实现了对骨缺损的个性化定制修复。本学位论文对影响支架力学性能、降解性能和成骨性能的若干关键问题进行了系统的探讨,以临床的骨缺损修复需求为牵引,展示了 3D打印在骨缺损的个性化修复中的巨大潜力,为后续临床上定制外形、性能均满足个体需求的人工骨制造奠定了坚实的基础。
赵冰净[4]（2016）在《3D打印Ti-6Al-4V理化性能及生物相容性研究》文中进行了进一步梳理[目的]检测、比较应用电子束选区熔化（EBM）及激光选区熔化（SLM）工艺制作的Ti-6A1-4V试件的理化性能和生物相容性,为3D打印钛合金的临床应用提供理论依据[方法]理化性能：应用电子束选区熔化（EBM）和激光选区熔化（SLM）工艺制备Ti-6A1-4V合金试件,以锻造试件作为对照。（1）通过光学显微镜、扫描电镜、透射电镜、EBSD的方法观察显微组织；（2）通过XRD、EDS、XPS和GB/T4698系列方法对其进行成分分析；（3）运用接触角实验方法检测EBM和SLM试件亲水性；（4）应用维氏硬度方法检测三种试件的维氏硬度。（5）应用粗糙度仪检测EBM和SLM试件表面粗糙度;（6）应用电化学实验、浸泡实验、细胞培养液离子析出实验方法检测其耐腐蚀性。生物相容性：体外研究为EBM、SLM及锻造三者比较。体内研究为EBM与正常组织比较。（1）应用扫描电镜及细胞计数的方法观察,不同时间点骨髓基质干细胞（BMSC）在不同工艺制备的试件上粘附、增殖情况。（2）应用透射电镜的方法观察粘附在不同工艺试件上的BMSC及进行皮下植入手术52周后的比格犬肝、肾组织超微结构是否有损伤。（3）应用组织学染色及大体观察方法观察Ti-6A1-4V试件周围组织有无异常。（4）应用单细胞电泳实验（彗星实验）检测进行皮下植入手术52周后的比格犬肝、肾组织DNA是否有损伤。[结果]理化性能：显微组织观察结果表明：三种试件的显微结构均不同。锻造试件为网篮组织,EBM与SLM均为马氏体组织,大部分SLM的晶粒较EBM细小。在SLM试件中发现很多短小的位错及孪晶。在EBM试件中发现有金属间化合物析出。从表面粗糙度结果可知：EBM和SLM表面粗糙度均有利于细胞的粘附。接触角实验结果表明：EBM和SLM试件均大于65°为疏水性材料,并不是细胞粘附的最佳接触角度。扫描电镜结果提示,EBM与SLM表面形态相似,但不是最佳利于细胞粘附的表面形态。成分分析结果表明：三种试件中非金属元素C、H、O、N的含量均在正常范围内,三种试件表面成分均为α-Ti,且SLM和EBM表面均可形成氧化膜。没有观察到金属成分偏析的现象。显微硬度结果表明：三种试件硬度差别不是很明显。EBM硬度最高,与SLM及锻造试件有统计学差异（P<0.05）,SLM及锻造试件之间无统计学差异（P>0.05）。电化学腐蚀实验结果表明：EBM试件的热力学稳定性劣于其他两种试件。在电极电位<1200mV时,SLM试件的耐腐蚀性最强；在电极电位>1200 mV时,EBM试件的耐腐性最强。浸泡实验结果表明,SLM试件的耐腐蚀性最强。培养液金属离子析出浓度表明：SLM试件Al、V离子的析出量最少,与电化学腐蚀实验结果相吻合。但三种试件析出Al、V离子的含量均为微克级,不足以对细胞的粘附、增殖造成影响。生物相容性：细胞计数及扫描电镜结果表明：BMSC在三种试件上的粘附、增殖能力相近,随着培养时间的延长,细胞数量增加明显,且细胞形态变化明显。透射电镜结果显示：BMSC及比格犬肝、肾组织超微结构与锻造件及正常肝肾组织无明显差别,没有发现受损伤的迹象。组织学及大体观察结果显示：试件被一层纤维组织囊所包绕,未发现炎性组织及金属颗粒。单细胞电泳实验结果表明：未发现比格犬肝肾组织DNA损伤。[结论]EBM与SLM工艺打印的钛合金试件具有良好的理化性能和生物相容性,均适合应用到体内,但有必要根据具体应用部位对其性能加以调整及改进。
谭新颖[5]（2014）在《同种异体骨髓间充质干细胞复合同种异体冻干骨修复比格犬半侧下颌骨缺损的实验研究》文中进行了进一步梳理【研究背景】由于外伤、肿瘤、先天性畸形、感染等原因造成的下颌骨缺损重建是临床上常见的问题。下颌骨上附着有大量的肌肉、韧带组织，是面部唯一能活动的骨骼，它的结构较为复杂，是面下1/3外形轮廓的主要组成部分，与说话、咀嚼、吞咽等口腔功能密切相关。下颌骨的缺损不仅影响患者的容貌外形，而且严重影响患者的心理健康。大段下颌骨的缺损修复一直是口腔颌面外科医生所面临的一大难题。自体骨移植修复下颌骨缺损的效果较好，但是外形欠佳、骨量有限，无法满足较大缺损的修复，而且自体骨移植常常造成供区解剖结构和功能的损害，增加了患者的痛苦。因此，这就需要我们去寻求新的修复重建方法。近年来骨组织工程的发展为下颌骨缺损的修复重建提供另一方法，但目前骨组织工程所用支架强度难以达到临床要求，同时也较难恢复下颌骨形态。【目的】为了解决大段下颌骨缺损重建的修复难题，通过建立比格犬半侧下颌骨缺损的动物模型，运用组织工程的原理和方法，创新性的提出以同种异体冻干下颌骨为支架材料复合同种异体骨髓间充质干细胞修复大段下颌骨缺损的重建方案，探索大段下颌骨缺损修复的新方法，为临床大段下颌骨缺损修复提供实验依据。【方法】1.切取比格犬右侧下颌骨，剥离附着的软组织，进行冲洗、脱脂、冷冻及冻干处理，经辐照灭菌后，常温保存。通过组织学、扫描电镜及生物力学弯曲及压缩试验进行检测；2.分离培养雄性比格犬骨髓间充质干细胞，体外扩增培养，向成骨、成脂方向诱导分化，并通过流式细胞仪对分离的骨髓间充质干细胞的表面标志物进行鉴定。将冻干骨片与骨髓间充质干细胞共培养，通过MTT绘制生长曲线，观察冻干骨对细胞增殖的影响，并用扫描电镜观察细胞在冻干骨表面的生长情况；3.手术拔除比格犬右侧下颌牙齿，2个月后从口外切口，进行半侧下颌骨切除，采用同种异体冻干骨和自体骨修复缺损，术后3个月通过CT扫描及大体观察进行评估，建立下颌骨缺损重建的动物模型；4.通过雄性犬的骨髓间充质干细胞复合同种异体冻干骨移植到雌性比格犬体内异位移植，采用原位杂交的方法示踪移植的干细胞在移植骨组织内的存活情况，探讨同种异体干细胞的作用机制；5.正常下颌骨与单纯同种异体下颌骨、冻干骨复合自体骨髓间充质干细胞及冻干骨复合同种异体间充质干细胞移植修复比格犬半侧下颌骨缺损进行比较，术后1、3、6月通过CT扫描、大体观察、组织学检测、Micro-CT骨密度检测及外周血白介素2、4、6的水平，比较正常下颌骨与其他三组的修复效果及免疫学反应；6.自2008年1月～2014年1月,我们采用同种异体冻干下颌骨复合自体骨髓对25例大段下颌骨缺损的患者进行修复手术，术后随访最长6年，术后通过CT、全口曲面断层片、ECT骨三项、体格检查进行评估；7.构建了数字化外科平台，并对运用数字化外科平台对2005年1月至2014年1月在我院口腔颌面外科就诊的颌面部缺损、畸形患者进行的颌骨缺损畸形整复手术进行回顾性分析。【结果】1.同种异体冻干骨内部无细胞成分，冻干法对骨组织结构没有明显破坏。弯曲实验的冻干骨的最大载荷486.67±134.12N、最大位移0.67±0.15mm和刚度1151.67±256.46N.mm-1。新鲜骨的最大载荷688.97±92.07N、最大位移1.05±0.11mm和刚度791.83±177.79N.mm-1。新鲜组的最大载荷和最大位移显着高于冻干组（P <0.01）而刚度显着低于冻干组（P <0.05）。压缩试验中，新鲜骨压缩实验的最大载荷5079.5±1014.98N、最大位移1.01±0.16mm和刚度9837.83±1580.63N.mm-1。冻干骨压缩实验的最大载荷5163.10±730.16N、最大位移0.78±0.19和刚度11069.17±1758.12N.mm-1。压缩实验的断裂部位在舌侧骨皮质相对薄弱处。压缩实验结果显示新鲜组与冻干骨的最大载荷、刚度相比无显着性差异（P>0.05）,而新鲜组的最大位移显着高于冻干组（P <0.05）；2.骨髓间充质干细胞第1、3、6代细胞之间的细胞增殖无显着性差异，骨髓间充质干细胞流式细胞表面标志物检测之后，CD90、CD105、CD73呈阳性，CD45、CD34、 CD31、 CD14和HLA-DR呈阴性，表现出间充质干细胞的特点。扫面电镜可见细胞贴敷于骨组织表面生长，细胞生长曲线显示同种异体冻干骨对同种异体骨髓间充质干细胞的增殖影响不大；3．通过CT扫描及大体观察，自体骨与同种异体冻干骨能够修复比格犬半侧下颌骨缺损，成功构建比格犬半侧下颌骨缺损的动物模型；4．术后3月在移植同种异体骨复合干细胞组中可以检测到Y染色体特异性的基因片段，而在对照组中没有显示。说明移植的骨髓间充质干细胞在骨组织中存活并参与了新骨的形成。5．术后1、3、6个月，对比格犬实施安乐死，每组处死3只,经大体观察及CT扫描显示单纯冻干骨，骨表面的孔未痕迹明显，成骨速度缓慢；而冻干骨与自体干细胞及同种异体干细胞组骨组织吸收明显，成骨速度较快，骨表面的孔已经愈合。组织学显示术后1、3、6月冻干骨复合自体及同种异体干细胞组的成骨速度、血管化成骨均优于单纯冻干骨组。术后6个月，4组之间微血管密度数据统计学结果：同种异体冻干骨组+自体干细胞及同种异体干细胞组微血管密度两者之间未见显着性差异（P>0.05），但均比正常下颌骨组多（P<0.05），而单纯同种异体冻干骨组的微血管密度明显少于其他三组(（P<0.05）。术后1、3、6月抽取4组比格犬外周血，检测白细胞介素2、4、6的水平，结果显示:4组1、3、6月白细胞介素2、4、6未见无显着性差异（P>0.05）。通过Micro-CT对术后6月4组骨组织进行骨密度检测，结果显示单纯的同种异体冻干骨的骨密度与其他三组相比显着降低（P<0.05）。同种异体冻干骨复合自体及同种异体干细胞组两组之间没有显着性差异（P>0.05）,复合干细胞的2组与正常下颌骨组的骨密度相比未见显着性差异（P>0.05）。通过术前、术后下颌骨CT体积测量，比较分析4组下颌骨体积的变化情况。结果显示单纯同种异体冻干骨、同种异体冻干骨复合自体及同种异体干细胞组体积均显着减少（P<0.05），单纯同种异体冻干骨、同种异体冻干骨复合自体及同种异体干细胞组三组之间体积之间无显着性差异（P>0.05）。6．同种异体冻干骨复合自体骨髓修复25例患者大段下颌骨缺损，术后复查（最长观察6年），除1例患者由于口内黏膜破溃而发生感染，经处理后愈合，移植骨局部吸收，其他所有患者颌骨愈合良好，面容恢复良好，患者满意，未出现严重并发症。7．在个人计算机上将图像采集设备获得的数据通过多种软件与各种输出设备相结进行图像分割、定量测量、模拟手术、修复体制作、手术导航等，成功构建数字化外科平台；并运用数字化外科平台对2005年1月至2014年1月间12名患者进行颌骨缺损重建手术，术后患者的面型明显改善，伤口愈合良好，患者均满意。【结论】1.同种异体冻干骨经物理及化学方法处理后够清除骨组织内的细胞，且能够满足大段下颌骨缺损修复的生物力学要求，是一种性能优良的体内组织工程支架材料；2.成功构建比格犬半侧下颌骨缺损的动物模型；3.通过Y染色体标记同种异体骨髓间充质干细胞复合同种异体冻干骨体内移植结果显示移植的干细胞参与新骨形成；4.复合骨髓间充质干细胞的同种异体骨骨改建速度比没有加细胞的同种异体骨明显，愈合是从宿主骨向移植骨，从周围向中央，从哈佛管向四周逐渐进行爬行替代的过程。5.以同种异体冻干下颌骨为支架复合同种异体骨髓间充质干细胞能够加速移植骨的血管化，促进新骨生成；6.同种异体下颌骨移植修复大段下颌骨缺损经长期临床随访观察，无排异反应，面容恢复满意，逐渐成骨，愈合良好，可以作为临床修复下颌骨缺损的一种选择；7.数字化外科平台将不同数据影像经处理后相互整合，识别不同格式的数据，将不同软件和硬件的功能结合起来发挥作用，能够帮助术前诊断、制定治疗计划，辅助手术实施，能够缩短手术时间，为医、教、研工作提供强有力的技术支持。
李正茂[6]（2013）在《生物活性玻璃组织工程支架的制备及细胞相容性研究》文中研究指明通过研制新型的骨组织修复材料，帮助患者修复缺损或缺失的骨组织，更好的恢复人体硬组织功能是医学界和生物医学材料学界多年来一直在探索并试图解决的重要问题。本研究首先采用溶胶-凝胶技术结合模板法，制备出具有卷曲片层结构的生物活性玻璃，然后通过原位凝固成型工艺结合光固化快速成型技术制备出具有较高力学强度和一定孔隙率的具有有序堆砌孔结构的生物活性玻璃陶瓷支架材料，研究了这一支架材料的制备工艺、物理化学性质、体外磷灰石矿化活性和降解性能，并以成骨细胞MG-63为细胞模型研究了生物活性玻璃陶瓷支架的细胞相容性。主要研究工作如下：首先，通过传统熔融法制备了45S5生物活性玻璃，采用溶胶-凝胶技术结合非离子型嵌段共聚物P123作为模板制备出具有卷曲片层结构的58S生物活性玻璃粉体，然后在模拟体液SBF中浸泡表征其体外矿化性能，发现随浸泡时间的延长，磷灰石晶体在颗粒表面成核生长，并最终覆满整个表面。实验结果表明，本实验制备的45S5和58S生物活性玻璃粉体都具有良好的生物活性和体外矿化性能。其次，通过调节制备工艺参数来改善生物活性玻璃浆料的流动性，制备出了流动性好，性能稳定的生物活性玻璃浆料，采用原位凝固成型工艺结合光固化快速成型技术制备出具有较高力学强度和一定孔隙率的具有有序堆砌孔结构的生物活性玻璃陶瓷支架材料。结果表明，我们制备的这一支架材料是一种部分结晶的生物活性玻璃陶瓷材料，结晶部分为针状Na4Ca4(Si6O18)晶体；μCT结果表明支架材料的孔隙率约为61%，基本满足松质骨孔隙率要求；万能力学电子试验机测试结果表明该支架材料的抗压强度约在12.37±1.25MPa，基本满足松质骨力学强度要求。再次，我们将制备的生物活性玻璃陶瓷支架材料浸泡于SBF溶液中，通过观察其表面磷灰石的生成速率来评价其生物活性和矿化能力。实验结果如下：支架材料在浸泡过程中离子溶出的同时伴随着碳酸磷灰石HCA矿化层的生成，磷灰石晶体起初在支架表面成核生长，14天后覆满了整个表面，说明我们制备的支架材料具有良好的体外矿化能力；通过检测浸泡支架后SBF溶液的变化，发现pH值在第1天呈现一个快速增长趋势，然后增长速率有所减缓，3天后达到一个相对平稳的状态，最终稳定在7.65左右。我们同时对浸泡后支架的重量变化做了记录，发现浸泡1天后支架的重量损失约在8-9%，随后保持稳定，7天后又开始下降，21天后重量损失达到20.7%左右。我们认为重量损失的原因可能是由于支架材料在SBF溶液浸泡过程中的离子溶出导致的，在1-7天浸泡时间段出现的动态平衡，可能是由于支架材料表面的磷灰石矿化生成速率与离子溶出速率一致引起的。我们还通过ICP技术测试了浸泡支架后SBF溶液中离子浓度的变化，发现在24h内溶液中Si离子浓度呈快速增加，24h后仍持续增加但增速变缓，这说明浸泡初期Si离子释放主要由扩散作用控制，24h后还受到磷灰石矿化层的抑制而有所减缓。浸泡24h后，溶液中的Ca2+离子浓度趋向于一个稳定值，可能是因为此时磷灰石的生成速率和支架材料中的离子溶出速率达到了一个动态平衡。溶液中P离子浓度随时间增加呈逐渐降低的趋势，是因为P是生成磷灰石的必须元素，材料中溶解出的P不足也抑制了磷灰石的生长。最后，我们对支架浸泡过程中Si离子的释放动力学进行了研究，发现支架材料中Si元素在0-24小时时间段内的释放基本遵循一级动力学释放模型，此过程属于扩散-溶解控制。支架开始溶解时，材料本身的Si含量较大，而溶液中几乎为0，所以在水分子的扩散-释放机制作用下，Si的释放速率在浸泡初始阶段较大，而后趋向于平缓。最后，我们还探讨了规则孔隙结构与不规则孔隙结构的支架材料对成骨细胞粘附、增殖的影响。实验采用成骨细胞MG-63为细胞模型，经过一天的共培养，扫描电镜观察发现大量细胞已经伸出伪足并紧紧粘附在支架材料上，并通过MTT法检测细胞的增殖情况，结果发现规则孔隙结构支架材料上的细胞活性明显高于不规则孔隙结构支架材料上的细胞活性，并且两者具有统计学显着性差异。
颜彦,周海静,聂红兵[7]（2012）在《医学领域中骨组织元素分析方法》文中认为骨组织的发生及生长发育机制是生命科学领域中重要的研究内容之一,而利用元素分析的手段对骨组织进行分析研究,具有应用范围广、灵敏度高、准确可靠的优点,其结果在骨生理基础医学研究及指导临床诊疗各类型骨组织疾患中具有十分重要的意义。目前,用于分析骨组织元素的方法众多,每种方法都有其各自的适用范围及优缺点,选取合适的方法进行骨组织元素分析,可以得到更好的分析结果。
李娟莹[8]（2010）在《碳纤维增强Si-HAC及其生物复合材料的制备与性能研究》文中研究指明羟基磷灰石（hydroxyapatite, Ca10（PO4）6（OH）2, HA）是脊椎动物骨骼和牙齿的主要无机成分,在齿骨中约占97%,骨骼中占77%。HA具有优良的生物相容性、生物活性、骨传导作用和骨诱导作用等生物学性能,人体骨细胞可以和HA在HA表面形成化学键合,且结合强度高、稳定性好。研究表明,植入骨中的HA具有诱导骨细胞生长的作用,并逐步参与代谢,是可以完全与生物体骨、齿结合成一体的一类生物陶瓷,因此被广泛用作硬组织修复和替代材料。但HA本身强度低、脆性大且重复性差,只能被应用在牙槽脊增高、耳小骨替换以及颌面骨修复等非承重材料方面,而难以应用于承重骨方面,因此需要对HA进行增强增韧。以分析纯硝酸钙[Ca（NO3）2·4H2O]、磷酸氢二铵[（NH4）2HPO4]、尿素[CO（NH2）2]和正硅酸乙酯（TEOS）为起始原料,采用微波化学反应法制备出纳米Si-HA粉体,粉体在800℃热处理3 h。结果表明,所制备的Si-HA粉体的晶粒平均尺寸随Ca（NO3）2·4H2O溶液浓度的增加呈现先减小后增大的趋势,随反应时间的延长和反应温度的升高,晶粒平均尺寸随之减小；球磨反应原料或产物,均易于获得粒度较小的结晶产物；延长陈化时间,有利于形成与人体骨组织成分更接近的Si-HA粉体；反应产物用无水乙醇洗涤,有益于粉体的分散。以Si-HA粉体为原料,碳纤维为增强相,丙烯酸/衣康酸的缓冲液中加入柠檬酸钠为凝固剂作为固相,在室温条件下,将固、液两相均匀调和后制备出硅羟基磷灰石骨水泥（Cf/Si-HAC）生物材料。结果表明,Cf/Si-HAC的抗折强度随碳纤维体积含量、硅烷偶联剂KH-550质量含量和柠檬酸钠质量含量的增加均呈现先增大后减小的趋势。当碳纤维体积含量为30%、硅烷偶联剂KH-550质量含量为0.8%、柠檬酸钠质量含量为25%时,骨水泥的抗折强度达到极大值43.8 MPa。Cf/Si-HAC生物复合材料的孔隙率随Si含量的增加呈现先减小后增大（61%-63%）的趋势,和抗折强度的变化趋势正好相反,当Si含量为4wt%时,复合材料的孔隙率值最小,为49%。孔隙率随烧结温度的增加而增加（45%-68%）,所制备复合材料的孔隙率均满足人体自然骨对孔隙率的要求,说明合成骨水泥材料所采用的工艺是合适的。Cf/Si-HAC复合材料的凝结时间随Si含量的增加近似呈线性增加,初凝时间从6min增加到15min。以聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）、甲基丙烯酸甲酯（MMA）和Si-HA为反应原料,过硫酸钾（KPS）为引发剂,碳纤维纤维为增强相,采用悬浮聚合的方法,制备出Cf/Si-HAC/PMMA-PMA生物复合材料。结果表明,Cf/Si-HAC/PMMA-PMA生物复合材料的抗折强度和抗压强度均随复合材料中PMMA/PMA体积比、KPS引发剂质量含量、W/O体积比、溶液反应温度和碳纤维体积含量的增加呈现先增大后减小的趋势,抗压强度大于抗折强度,当PMMA/PMA体积比、KPS引发剂质量含量、W/O体积比、溶液反应温度和碳纤维体积含量分别为8/2、1.5%、3/1、80℃和1.5%时,复合材料的抗折强度和抗压强度分别达到最大值109.5MPa和239.8MPa、111.7MPa和240.5MPa、110.8MPa和240.6MPa、110.8MPa和240.2MPa以及110.9 MPa和240.8MPa。以壳聚糖和HA为原料,碳纤维为增强相,通过悬浮聚合的方法制备出Cf/Si-HAC/CS生物复合材料。结果表明,Cf/Si-HAC/CS生物复合材料的抗折强度和抗压强度均随复合材料中HA/CS体积比、戊二醛交联剂质量含量、溶液反应温度和碳纤维体积含量的增加呈现先增大后减小的趋势,抗压强度大于抗折强度,当Si-HA/CS体积比、戊二醛交联剂质量含量、溶液反应温度和碳纤维体积含量分别为2/20、0.4%、60℃和1.5%时,复合材料的抗折强度和抗压强度分别达到最大值65.57MPa和76.58MPa、70.10MPa和86.32MPa、70.08MPa和92.34MPa以及62.12 MPa和105.15MPa。Cf/Si-HAC/PMMA-PMA和Cf/Si-HAC/CS生物复合材料分别在模拟体液（simulated body fluid, SBF）中浸泡时,随浸泡时间的延长（1d-28d）,两种复合材料的表面逐渐被沉积的HA所覆盖,同时复合材料的力学性能变化很小,以上两点说明所制备的生物复合材料不仅具有良好的生物活性,而且在SBF中的浸泡对其力学性能几乎没有影响。
王晶彦[9]（2009）在《中药骨碎补构建优异活性的骨修复材料研究》文中认为本研究期望结合猪骨型羟基磷灰石（porcine bone hydroxyapatite, PBHA）或双相磷酸钙（biphasic calcium phosphate, BCP）和壳聚糖（chiston, CS）各自的优点,并对之进一步进行改性,通过优化设计赋予其良好生物活性。并将中药骨碎补（Drynariae Rhizoma, DR）作为诱导骨形成的功能材料引入骨修复材料中,以真空冷冻干燥方法制备DR-PBHA-CS、DR-BCP-CS多孔生物材料,使其在不外加活体细胞和生长因子的情况下具有诱导组织再生的能力。测定了多孔材料的抗压强度和孔隙率,采用扫描电镜、X射线衍射和傅立叶红外光谱分析材料的微观形貌及组织结构,通过体外模拟和兔体内种植研究其生物活性。结果表明:采用螯合型焦磷酸钛酸酯偶联剂（NDZ-311）和硅烷偶联剂（KH-570）分别对壳聚糖和双相磷酸钙、猪骨型羟基磷灰石改性,使多孔材料的抗压强度有所提高,范围在0.15.6MPa之间。所制备DR-PBHA-CS、DR-BCP-CS多孔生物材料具有多孔结构,孔径在50μm500μm之间,大多数孔径为100μm200μm。孔隙率介于45%91%之间,气孔连通性良好。随着壳聚糖含量的增加,多孔材料的孔隙率逐渐增加,孔结构呈板条层叠状,在支架孔壁上均匀分布着PBHA颗粒。材料在模拟体液（SBF）浸泡后,表面均可形成类骨磷灰石,说明多孔材料具有较好的生物活性,材料在SBF浸泡过程中pH值稳定在6.827.42之间,说明所制备的材料在SBF中能稳定存在。组织观察表明,中药骨碎补的加入,加快新生骨形成和成熟。骨密度测定结果显示骨缺损区域骨密度随种植时间延长逐渐增加,植入四周就有新骨生成,多孔材料复合体植入骨缺损区后,具有良好的骨修复效果。研究表明DR-PBHA-CS和DR-BCP-CS多孔生物材料具有良好的结构特性和生物活性,有望应用于组织工程骨的构建。
董树君[10]（2009）在《新型纳米改性生物玻璃/PLGA复合材料的制备及骨缺损修复的实验研究》文中研究说明近年来,生物活性玻璃/聚乙交-丙交酯（BG/PLGA）复合材料以其良好的骨传导性、骨诱导性、生物降解性能、较高的机械性能得到了广泛的关注。研究结果表明,BG/PLGA复合材料能很好地把两组分各自所具有的生物可降解性、骨传导性及骨诱导性能有机地结合起来,但由于无机粒子和聚酯两相界面缺乏有效粘连,复合材料一旦暴露在生理环境中,易于未等缺损完全修复而过早地失去其有效强度。因此我们采用全新的方法对纳米BG粒子表面进行化学接枝改性,得到表面接枝聚乳酸的生物活性玻璃粒子,而后将纳米改性生物活性玻璃与聚乙交-丙交酯（PLGA）应用熔体模压-颗粒浸出法及超临界CO2发泡法制备三维多孔支架,提高无机填料与PLGA基体间的界面结合力,改善了BG在PLGA基体间的分散性,制备了新型高性能BG/PLGA复合材料,并以PLGA为对照,对该复合材料进行体外细胞学相关评价及兔颅骨缺损的动物体内骨修复实验检测其诱导成骨的能力。结果表明改性生物活性玻璃纳米粒子可以均匀地分散在PLGA基体中,通过加入合适比例的改性纳米生物玻璃,可改善聚酯类材料的表面界面性质,使之更有利于成骨细胞在材料表面的生长和增殖,提高了聚酯类材料的生物活性,同时联合应用溶解模压-颗粒浸出法及超临界CO2发泡法制备三维多孔支架,能够有效提高复合物支架的孔隙率、改善孔隙表面形貌及其粗糙度,从而进一步提高了复合物支架的生物学性能。
二、生物活性玻璃陶瓷修复下颌骨缺损远期超微结构及元素含量分析（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、生物活性玻璃陶瓷修复下颌骨缺损远期超微结构及元素含量分析（论文提纲范文）
（1）多孔生物玻璃骨修复支架的制备及性能研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 第一章 含ZnO铝硅酸盐玻璃的制备及性能研究 |
| 1 前言 |
| 2 材料与方法 |
| 3 结果 |
| 4 讨论 |
| 5 本章结论 |
| 第二章 氮化处理对含ZnO铝硅酸盐玻璃性能的影响 |
| 1 前言 |
| 2 材料与方法 |
| 3 结果 |
| 4 讨论 |
| 5 本章结论 |
| 附图 |
| 参考文献 |
| 文献综述 生物活性玻璃骨修复支架材料的研究进展 |
| 参考文献 |
| 缩略语表 |
| 攻读学位期间发表文章情况 |
| 个人简历 |
| 致谢 |
（2）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 |
（3）3D打印活性陶瓷骨修复支架研究（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 摘要 |
| Abstract |
| 缩写词表 |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 骨及骨修复材料 |
| 1.2.1 骨组织 |
| 1.2.2 自体骨与异体骨 |
| 1.2.3 人工合成的骨修复材料 |
| 1.3 无机骨修复生物材料 |
| 1.3.1 生物惰性骨修复材料 |
| 1.3.2 生物活性或生物可降解性骨修复材料 |
| 1.3.3 可降解生物活性骨修复材料 |
| 1.4 骨修复材料的制造技术 |
| 1.4.1 气体发泡法 |
| 1.4.2 粒子沥滤法 |
| 1.4.3 造孔剂法 |
| 1.4.4 泡沫浸渍法 |
| 1.4.5 相分离法 |
| 1.4.6 增材制造技术 |
| 1.5 骨修复支架的研究现状 |
| 1.6 课题的提出和主要研究内容 |
| 1.6.1 课题的提出 |
| 1.6.2 课题的主要研究内容 |
| 1.7 本章小结 |
| 第二章 含生物玻璃的硅灰石支架制备及性能研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 支架性能评价 |
| 2.2.1 粉体微观形貌和成分 |
| 2.2.2 粉体粒径和热重差热分析 |
| 2.2.3 打印墨水粘度评价 |
| 2.2.4 支架宏观结构评价 |
| 2.2.5 支架力学性能评价 |
| 2.2.6 支架的微观结构评价 |
| 2.2.7 不同孔道结构的支架宏观结构和力学性能评价 |
| 2.2.8 支架体外生物活性评价 |
| 2.2.9 支架体外降解和力学强度衰变性能评价 |
| 2.3 支架制备 |
| 2.3.1 打印墨水制备 |
| 2.3.2 支架三维打印 |
| 2.3.3 支架烧结工艺 |
| 2.4 本章小结 |
| 第三章 掺镁硅酸钙支架的骨再生修复能力研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 支架体外性能评价 |
| 3.2.1 粉体成分 |
| 3.2.2 支架宏观和微观结构评价 |
| 3.2.3 支架体外细胞活性评价 |
| 3.3 支架体内性能评价 |
| 3.3.1 Micro-CT评价 |
| 3.3.2 组织学切片评价 |
| 3.3.3 支架体内生物力学性能评价 |
| 3.4 支架制备 |
| 3.5 本章小结 |
| 第四章 掺镁硅酸钙与TCP复合支架的力学性能和降解特性研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 支架性能评价 |
| 4.2.1 支架成分 |
| 4.2.2 支架宏观结构评价 |
| 4.2.3 支架力学性能评价 |
| 4.2.4 各种材料之间的力学性能比较 |
| 4.2.5 支架体外降解性能评价 |
| 4.3 支架制备 |
| 4.3.1 支架三维打印 |
| 4.3.2 支架烧结工艺 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 支架与组织接触面孔形态结构对其骨再生修复能力的影响研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 支架体外性能评价 |
| 5.2.1 支架孔道结构评价 |
| 5.2.2 支架体外力学性能评价 |
| 5.3 支架骨缺损修复性能评价 |
| 5.3.1 外观评价 |
| 5.3.2 Micro-CT评价 |
| 5.3.3 组织学切片评价 |
| 5.4 支架制备 |
| 5.5 本章小结 |
| 第六章 孔形态结构改善型复合支架的骨再生修复能力研究 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 支架体外性能评价 |
| 6.2.1 粉体成分 |
| 6.2.2 支架宏观结构评价 |
| 6.2.3 支架体外力学性能评价 |
| 6.3 支架骨缺损修复性能评价 |
| 6.3.1 外观评价 |
| 6.3.2 Micro-CT评价 |
| 6.3.3 组织学切片评价 |
| 6.3.4 支架体内生物力学性能评价 |
| 6.4 支架制备 |
| 6.5 本章小结 |
| 第七章 个性化定制生物陶瓷支架的骨再生修复能力研究 |
| 7.1 引言 |
| 7.2 支架体外性能评价 |
| 7.2.1 粉体成分和微观结构评价 |
| 7.2.2 支架宏观和微观结构评价 |
| 7.2.3 支架体外降解性能评价 |
| 7.3 支架骨缺损修复性能评价 |
| 7.3.1 支架体内外观和X光射线评价 |
| 7.3.2 Micro-CT评价 |
| 7.3.3 组织学切片评价 |
| 7.4 支架制备 |
| 7.5 本章小结 |
| 第八章 总结与展望 |
| 8.1 全文总结 |
| 8.2 研究展望 |
| 附录一 实验材料 |
| 附录二 实验仪器设备 |
| 附录三 粉体制备 |
| 附录四 样品测试与表征 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间获得的科研成果及参加的科研项目 |
（4）3D打印Ti-6Al-4V理化性能及生物相容性研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 前言 |
| 第一部分：3D打印Ti-6Al-4V合金理化性能研究 |
| 1. 材料和方法 |
| 2. 实验结果 |
| 3. 讨论 |
| 4. 总结 |
| 第二部分：3D打印Ti-6Al-4V合金生物相容性研究 |
| 1. 材料和方法 |
| 2. 实验结果 |
| 3. 讨论 |
| 4. 总结 |
| 全文总结 |
| 参考文献 |
| 综述一：用于3D打印的医用金属研究现状 |
| 参考文献 |
| 综述二：金属3D打印技术在口腔医学应用前景 |
| 参考文献 |
| 综述三：异质材料修复下颌骨缺损研究现状 |
| 参考文献 |
| 英文缩略词表 |
| 致谢 |
| 个人简历 |
| 在学期间发表文章情况 |
（5）同种异体骨髓间充质干细胞复合同种异体冻干骨修复比格犬半侧下颌骨缺损的实验研究（论文提纲范文）
| 缩略词表 |
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 前言 |
| 技术路线 |
| 第一部分 同种异体骨髓间充质干细胞复合同种异体冻干骨修复比格犬半侧下颌骨缺损的实验研究 |
| 实验一 同种异体冻干骨的制备及检测 |
| 1 材料与方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
| 实验二 骨髓间充质干细胞与同种异体骨共培养的实验研究 |
| 1 材料与方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
| 实验三 比格犬半侧下颌骨缺损动物模型的建立 |
| 1 材料与方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
| 实验四 Y 染色体标记体的骨髓间充质干细胞复合同种异体冻干骨体内异位成骨的实验研究 |
| 1 材料与方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
| 实验五 同种异体骨髓间充质干细胞复合同种异体冻干骨修复比格犬半侧下颌骨缺损的实验研究 |
| 1 材料与方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
| 第一部分小结 |
| 第二部分 同种异体冻干骨复合自体骨髓修复大段下颌骨缺损的临床研究 |
| 实验一 |
| 1 病例与方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
| 第二部分 小结 |
| 第三部分 数字化外科平台的构建及其在颌面缺损畸形中的临床应用研究 |
| 实验一 数字化医学平台的构建 |
| 1 材料与方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
| 实验二 数字化外科平台在颌面缺损畸形中的临床应用 |
| 1 病例与方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
| 第三部分 小结 |
| 全文总结 |
| 综述一：下颌骨缺损修复研究进展 |
| 综述二：同种异体下颌骨移植研究进展 |
| 综述三：组织工程及骨髓间充质干细胞在颌骨缺损修复中的研究进展 |
| 综述四：3D 打印技术在口腔颌面外科领域中的研究进展 |
| 参考文献 |
| 个人简介 |
| 博士期间发表文章情况 |
| 博士期间参与科研课题 |
| 专利 |
| 博士研究生期间参加的主要会议及大会发言情况 |
| 致谢 |
（6）生物活性玻璃组织工程支架的制备及细胞相容性研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 主要符号表 |
| 目录 |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 骨的组成与结构 |
| 1.2 骨组织工程及骨修复材料 |
| 1.2.1 支架材料的分类 |
| 1.2.2 支架材料的结构 |
| 1.2.3 支架材料的力学性能和可加工性 |
| 1.3 生物活性玻璃在骨组织修复中的应用 |
| 1.3.1 生物活性玻璃的发展历史 |
| 1.3.2 生物活性玻璃的组成与结构 |
| 1.3.3 生物活性玻璃的生物活性 |
| 1.3.4 生物活性玻璃的降解性能 |
| 1.3.5 生物活性玻璃支架材料研究现状 |
| 1.3.5.1 添加造孔剂法 |
| 1.3.5.2 聚合物泡沫模板法 |
| 1.3.5.3 定向冷冻成型法 |
| 1.3.5.4 快速成型法 |
| 1.4 原位凝固成型技术 |
| 1.5 本研究的意义与内容 |
| 1.5.1 研究目的与意义 |
| 1.5.2 研究内容 |
| 1.5.3 研究路线 |
| 第二章 生物活性玻璃粉体的制备 |
| 2.1 熔融法生物活性玻璃的制备 |
| 2.1.1 材料与方法 |
| 2.1.1.1 实验试剂与仪器设备 |
| 2.1.1.2 生物活性玻璃粉体的制备 |
| 2.1.1.3 体外矿化实验 |
| 2.1.1.4 样品的测试表征 |
| 2.1.2 结果与分析 |
| 2.1.2.1 XRD分析 |
| 2.1.2.2 FESEM分析 |
| 2.2 溶胶-凝胶法生物活性玻璃的制备 |
| 2.2.1 材料与方法 |
| 2.2.1.1 实验试剂与仪器设备 |
| 2.2.1.2 生物活性玻璃的制备 |
| 2.2.1.3 体外矿化实验 |
| 2.2.1.4 样品的测试表征 |
| 2.2.2 结果与分析 |
| 2.2.2.1 XRD分析 |
| 2.2.2.2 FTIR分析 |
| 2.2.2.3 TEM和FESEM分析 |
| 2.3 本章小结 |
| 第三章 生物活性玻璃浆料及其支架的制备 |
| 3.1 生物活性玻璃浆料的制备 |
| 3.1.1 材料与方法 |
| 3.1.1.1 实验试剂与仪器设备 |
| 3.1.1.2 实验方法 |
| 3.1.1.3 样品的测试表征 |
| 3.1.2 结果与分析 |
| 3.1.2.1 Zeta电位的影响 |
| 3.1.2.2 分散剂的选择 |
| 3.2 生物活性玻璃支架的制备 |
| 3.2.1 材料与方法 |
| 3.2.1.1 实验试剂与仪器设备 |
| 3.2.1.2 实验方法 |
| 3.2.1.3 样品的测试表征 |
| 3.2.2 结果与分析 |
| 3.2.2.1 XRD分析 |
| 3.2.2.2 μCT和FESEM分析 |
| 3.2.2.3 抗压强度测试 |
| 3.3 本章小结 |
| 第四章 生物活性玻璃支架的体外矿化活性和降解性能 |
| 4.1 生物活性玻璃支架的体外矿化活性 |
| 4.1.1 材料与方法 |
| 4.1.1.1 实验试剂与仪器设备 |
| 4.1.1.2 实验方法 |
| 4.1.1.3 样品的测试表征 |
| 4.1.2 结果与分析 |
| 4.1.2.1 XRD分析 |
| 4.1.2.2 FTIR分析 |
| 4.1.2.3 FESEM分析 |
| 4.1.2.4 失重与pH分析 |
| 4.1.2.5 ICP分析 |
| 4.1.2.6 Si离子释放动力学 |
| 4.2 生物活性玻璃支架的降解性能 |
| 4.2.1 材料与方法 |
| 4.2.1.1 实验试剂与仪器设备 |
| 4.2.1.2 实验方法 |
| 4.2.1.3 样品的测试表征 |
| 4.2.2 结果与分析 |
| 4.2.2.1 XRD分析 |
| 4.2.2.2 FTIR分析 |
| 4.2.2.3 FESEM分析 |
| 4.2.2.4 失重与pH分析 |
| 4.3 本章小结 |
| 第五章 生物活性玻璃支架的细胞相容性 |
| 5.1 材料与方法 |
| 5.1.1 实验试剂与仪器设备 |
| 5.1.2 细胞实验用支架材料的制备 |
| 5.1.2.1 有序孔隙结构生物活性玻璃支架材料的制备 |
| 5.1.2.2 无序孔隙结构生物活性玻璃支架材料的制备 |
| 5.1.3 实验试剂配制 |
| 5.1.4 成骨细胞MG-63 培养 |
| 5.1.5 细胞与支架复合培养 |
| 5.1.6 细胞相容性实验表征 |
| 5.1.7 实验设计与数据统计 |
| 5.2 结果与分析 |
| 5.2.1 MG-63 成骨细胞观察 |
| 5.2.2 MTT法分析 |
| 5.2.3 SEM观察细胞形态 |
| 5.3 本章小结 |
| 结论 |
| 创新点 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间取得的研究成果 |
| 致谢 |
| 附件 |
（7）医学领域中骨组织元素分析方法（论文提纲范文）
| 1 医学研究领域中常用的骨元素分析方法 |
| 1.1 质子激发X射线荧光法 |
| 1.2 X线能谱分析法 |
| 1.3 飞行时间二次离子质谱分析法 |
| 1.4 电子探针X射线微量分析 |
| 1.5 电感耦合等离子分析法 |
| 2 各种骨元素分析方法在医学研究领域的应用 |
| 3 小 结 |
（8）碳纤维增强Si-HAC及其生物复合材料的制备与性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 1.绪论 |
| 1.1 生物材料简介 |
| 1.1.1 生物材料的分类及基本性质 |
| 1.1.2 生物材料的使用性能 |
| 1.2 羟基磷灰石 |
| 1.2.1 羟基磷灰石的结构 |
| 1.2.2 羟基磷灰石的性能 |
| 1.2.3 羟基磷灰石的应用 |
| 1.2.4 羟基磷灰石的合成方法 |
| 1.2.4.1 干法 |
| 1.2.4.2 湿法 |
| 1.3 羟基磷灰石骨水泥 |
| 1.3.1 羟基磷灰石骨水泥的凝结时间 |
| 1.3.2 羟基磷灰石骨水泥的力学性能 |
| 1.3.3 羟基磷灰石骨水泥的生物学性能 |
| 1.4 羟基磷灰石骨水泥复合材料 |
| 1.4.1 羟基磷灰石骨水泥复合材料的分类 |
| 1.4.2 羟基磷灰石复合材料的制备方法 |
| 1.5 羟基磷灰石陶瓷材料的研究和发展 |
| 1.5.1 羟基磷灰石生物陶瓷材料的研究现状 |
| 1.5.2 HA生物陶瓷材料的发展方向 |
| 1.6 研究课题的提出 |
| 1.7 本课题的研究内容及创新点 |
| 1.7.1 研究内容 |
| 1.7.2 主要创新点 |
| 1.7.3 拟解决的关键问题 |
| 2.Si-HA粉体的制备及工艺研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验内容及方法 |
| 2.2.1 实验所用药品 |
| 2.2.2 实验所用仪器及设备 |
| 2.2.3 样品的制备 |
| 2.3 测试分析方法 |
| 2.4 结果分析与讨论 |
| 2.4.1 HA粉体和Si-HA粉体的XRD图谱 |
| 2.4.2 反应溶液pH值对Si-HA粉体的影响 |
| 2.4.3 溶液反应浓度对Si-HA粉体的影响 |
| 2.4.4 反应溶液Ca/P比不同时对Si-HA粉体的影响 |
| 2.4.5 反应时间对Si-HA粉体的影响 |
| 2.4.6 反应温度对Si-HA粉体的影响 |
| 2.4.7 陈化时间对Si-HA粉体的影响 |
| 2.4.8 洗涤方法对Si-HA粉体的影响 |
| 2.4.9 球磨对Si-HA粉体的影响 |
| 2.5 本章小结 |
| 3.碳纤维增强硅羟基磷灰石骨水泥(Cf/Si-HAC)生物复合材料的制备及性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验内容与方法 |
| 3.2.1 实验所用药品 |
| 3.2.2 实验所用仪器及设备 |
| 3.2.3 样品的制备 |
| 3.2.3.1 Si-HA粉体的制备 |
| 3.2.3.2 碳纤维的表面处理与分散 |
| 3.2.3.3 液相的配制 |
| 3.2.3.4 碳纤维增强Si-HAC复合材料的制备 |
| 3.3 测试分析方法 |
| 3.4 结果分析与讨论 |
| 3.4.1 工艺因素对Cf/Si-HAC生物复合材料抗折强度的影响 |
| 3.4.1.1 Si含量对Cf/Si-HAC生物复合材料抗折强度的影响 |
| 3.4.1.2 碳纤维的分散 |
| 3.4.1.3 碳纤维体积含量对Cf/Si-HAC生物复合材料抗折强度的影响 |
| 3.4.1.4 偶联剂种类和用量对Cf/Si-HAC生物复合材料抗折强度的影响 |
| 3.4.1.5 固化液用量对Cf/Si-HAC生物复合材料抗折强度的影响 |
| 3.4.2 正交试验 |
| 3.4.3 工艺因素对Cf/Si-HAC生物复合材料孔隙率的影响 |
| 3.4.3.1 Si含量对Cf/Si-HAC生物复合材料孔隙率的影响 |
| 3.4.3.2 烧结温度对Cf/Si-HAC生物复合材料孔隙率的影响 |
| 3.4.4 工艺因素对Cf/Si-HAC生物复合材料凝结时间的影响 |
| 3.5 碳纳米管增强Si-HAC生物复合材料 |
| 3.5.1 碳纳米管的表面处理与分散 |
| 3.5.2 工艺因素对CNTs/Si-HAC生物复合材料抗折强度的影响 |
| 3.5.2.1 碳纳米管体积含量对CNTs/Si-HAC生物复合材料抗折强度的影响 |
| 3.5.2.2 烧结温度对CNTs/Si-HAC生物复合材料抗折强度的影响 |
| 3.6 本章小结 |
| 4.碳纤维增强Si-HAC/PMMA-PMA骨水泥生物复合材料的制备及性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验内容与方法 |
| 4.2.1 实验所用药品 |
| 4.2.2 实验所用仪器及设备 |
| 4.2.3 Cf/ Si-HAC/PMMA-PMA生物复合材料的制备 |
| 4.3 测试分析方法 |
| 4.4 结果分析与讨论 |
| 4.4.1 Cf/Si-HAC/PMMA-PMA复合材料的物相和结构分析 |
| 4.4.2 PMMA和PMA单体配比对Cf/Si-HAC/PMMA-PMA生物复合材料力学性能的影响 |
| 4.4.3 引发剂过硫酸钾质量含量对Cf/ Si-HAC/PMMA-PMA生物复合材料力学性能的影响 |
| 4.4.4 水油比对Cf/Si-HAC/PMMA-PMA生物复合材料力学性能的影响 |
| 4.4.5 溶液反应温度对Cf/Si-HAC/PMMA-PMA生物复合材料力学性能的影响 |
| 4.4.6 碳纤维体积含量对Cf/Si-HAC/PMMA-PMA生物复合材料力学性能的影响 |
| 4.4.7 疲劳周期对Cf/ Si-HAC/PMMA-PMA生物复合材料力学性能的影响 |
| 4.4.8 抗疲劳试验后Cf/Si-HAC/PMMA-PMA生物复合材料的断面形貌分析 |
| 4.4.9 Cf/Si-HAC/PMMA-PMA复合材料的生物学性能研究 |
| 4.4.9.1 Cf/Si-HAC/PMMA-PMA复合材料于SBF中浸泡不同时间后的质量变化 |
| 4.4.9.2 Cf/Si-HAC/PMMA-PMA复合材料于SBF中浸泡不同时间后的物相分析和SEM分析 |
| 4.4.9.3 Cf/ Si-HA-PMMA-PMA复合材料于SBF中浸泡不同时间后抗弯强度变化 |
| 4.5 本章小结 |
| 5.碳纤维增强Si-HAC/CS骨水泥生物复合材料的制备及性能研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验内容与方法 |
| 5.2.1 实验所用药品 |
| 5.2.2 实验所用仪器及设备 |
| 5.2.3 样品的制备 |
| 5.2.3.1 碳纤维的表面处理与分散 |
| 5.2.3.2 Si-HA粉体的制备及表面改性处理 |
| 5.2.3.3 Cf/Si-HAC/CS生物复合材料的制备 |
| 5.3 测试分析方法 |
| 5.4 结果分析与讨论 |
| 5.4.1 Cf/Si-HAC/CS生物复合材料的物相和结构分析 |
| 5.4.2 Si-HA/CS单体配比对Cf/HAC/CS生物复合材料力学性能的影响 |
| 5.4.3 交联剂质量含量对Cf/Si-HAC/CS生物复合材料力学性能的影响 |
| 5.4.4 溶液反应温度对Cf/Si-HAC/CS生物复合材料力学性能的影响 |
| 5.4.5 碳纤维体积含量对Cf/Si-HAC/CS生物复合材料力学性能的影响 |
| 5.4.6 Cf/Si-HAC/CS生物复合材料生物相容性研究 |
| 5.4.6.1 Cf/Si-HAC/CS生物复合材料在SBF中浸泡不同时间后的质量变化 |
| 5.4.6.2 Cf/Si-HAC/CS生物复合材料在SBF中浸泡不同时间后的物相分析和SEM分析 |
| 5.4.6.3 C_f/Si-HAC/CS生物复合材料在SBF中浸泡不同时间后力学性能的变化 |
| 5.5 本章小结 |
| 6.结论及需进一步开展的工作 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 需进一步开展的工作 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间发表的学术论文目录 |
（9）中药骨碎补构建优异活性的骨修复材料研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 骨缺损的修复 |
| 1.2.1 骨缺损修复的方法 |
| 1.2.2 骨缺损修复的材料 |
| 1.3 异种骨骨修复材料的研究进展 |
| 1.3.1 异种骨移植的相关研究 |
| 1.3.2 复合异种骨 |
| 1.3.3 异种骨粉的复合材料 |
| 1.4 双相磷酸钙(BCP)的应用研究 |
| 1.5 壳聚糖的性质及应用研究 |
| 1.5.1 壳聚糖复合生物材料的研究进展 |
| 1.5.2 壳聚糖的改性及作为生物材料的应用研究 |
| 1.6 中药骨碎补及其药理作用 |
| 1.7 复合多孔材料的制备方法 |
| 1.7.1 制备多孔支架材料的方法 |
| 1.7.2 冷冻干燥法 |
| 1.8 骨组织工程材料存在的问题与发展趋势 |
| 1.9 选题意义及主要研究内容 |
| 1.9.1 设计思想 |
| 1.9.2 选题目的和意义 |
| 1.9.3 主要研究内容 |
| 第2章 实验材料及方法 |
| 2.1 实验材料及制备 |
| 2.1.1 中药骨碎补的破碎及提取 |
| 2.1.2 猪骨型羟基磷灰石的制备 |
| 2.1.3 双相磷酸钙的制备 |
| 2.1.4 壳聚糖 |
| 2.1.5 中药骨碎补-生物陶瓷-壳聚糖多孔生物材料的制备 |
| 2.2 材料分析测试方法 |
| 2.2.1 孔隙率的测试 |
| 2.2.2 抗压强度测试 |
| 2.2.3 扫描电子显微镜观察 |
| 2.2.4 TG-DSC 分析 |
| 2.2.5 X 射线衍射相分析 |
| 2.2.6 傅立叶变换红外光谱分析 |
| 2.3 模拟体液中的生物活性实验 |
| 2.4 体内种植实验 |
| 第3章 实验原材料的改性及结构性能 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 骨碎补的结构 |
| 3.3 PBHA 的改性及结构性能 |
| 3.4 双相磷酸钙的改性及结构性能 |
| 3.5 壳聚糖的溶解及改性 |
| 3.6 本章小结 |
| 第4章 DR-PBHA-CS 多孔生物材料的制备工艺及性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 DR-PBHA-CS 多孔生物材料的改性结果 |
| 4.2.1 改性处理前后制备的材料 |
| 4.2.2 硅烷偶联剂的用量对 DR-PBHA-CS 多孔材料性能的影响 |
| 4.3 混合工艺对浆料均匀化的影响 |
| 4.4 预冻温度对 DR-PBHA-CS 多孔材料 SEM 形貌影响 |
| 4.5 骨碎补的用量设计 |
| 4.6 DR-PBHA-CS 多孔生物材料的结构及性能影响 |
| 4.6.1 壳聚糖浓度对多孔生物材料性能的影响 |
| 4.6.2 CS 含量对 DR(粉)-PBHA-CS 多孔材料结构及性能影响 |
| 4.6.3 中药骨碎补的加入形式对多孔生物材料结构及性能的影响 |
| 4.7 DR-PBHA-CS 多孔材料在模拟体液中的生物活性研究 |
| 4.7.1 SBF 浸泡过程中的试样质量变化研究 |
| 4.7.2 浸泡过程中模拟体液的 pH 值变化 |
| 4.7.3 模拟体液浸泡的多孔材料的表面形貌分析 |
| 4.7.4 多孔材料浸泡前后的 XRD 及能谱分析 |
| 4.7.5 多孔骨修复材料浸泡前后的 FTIR 分析 |
| 4.7.6 多孔骨修复材料表面类骨磷灰石形成机理探讨 |
| 4.8 本章小结 |
| 第5章 DR-BCP-CS 多孔生物材料的制备工艺及性能研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 骨碎补对 DR-BCP-CS 多孔材料的结构及性能影响 |
| 5.2.1 孔隙率和抗压强度 |
| 5.2.2 SEM 观察及分析 |
| 5.2.3 红外光谱分析 |
| 5.3 DR-BCP-CS 多孔生物材料在模拟体液中的活性研究 |
| 5.3.1 SBF 浸泡过程中的材料质量变化 |
| 5.3.2 浸泡过程中 SBF 的 pH 值变化 |
| 5.3.3 模拟体液浸泡的多孔材料的表面形貌分析 |
| 5.3.4 多孔生物材料浸泡前后的 XRD 分析 |
| 5.3.5 生物材料浸泡前后的能谱分析 |
| 5.3.6 多孔骨修复材料表面类骨磷灰石形成机理探讨 |
| 5.4 本章小结 |
| 第6章 引入DR 多孔生物材料的体内种植生物活性研究 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 大体观察 |
| 6.2.1 DR-PBHA-CS 大体观察 |
| 6.2.2 DR-BCP-CS 大体观察 |
| 6.3 X 光密度测量分析 |
| 6.4 组织学观察 |
| 6.4.1 DR-PBHA-CS 组织学观察 |
| 6.4.2 DR-BCP-CS 组织学观察 |
| 6.5 讨论 |
| 6.6 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 在学研究成果 |
| 致谢 |
| 附录 特殊符号含义 |
（10）新型纳米改性生物玻璃/PLGA复合材料的制备及骨缺损修复的实验研究（论文提纲范文）
| 内容提要 |
| 英文缩略词表 |
| 第1章 文献综述 |
| 1.1 生物医用材料 |
| 1.1.1 生物医用材料的定义 |
| 1.1.2 生物医用材料的性能 |
| 1.1.2.1 生物医用材料的力学性能 |
| 1.1.2.2 生物医用材料的化学稳定性 |
| 1.1.2.3 生物医用材料的生物相容性 |
| 1.1.3 生物医用材料的分类 |
| 1.1.3.1 医用金属材料 |
| 1.1.3.2 生物医用陶瓷 |
| 1.1.3.3 生物医用高分子材料 |
| 1.1.3.4 医用可降解材料 |
| 1.1.3.5 生物医用复合材料 |
| 1.2 骨与医用复合材料的设计 |
| 1.2.1 骨组织的结构 |
| 1.2.2 骨组织的力学性能 |
| 1.2.3 复合物的设计 |
| 1.3 骨修复材料 |
| 1.3.1 自体骨移植 |
| 1.3.2 同种异体骨 |
| 1.3.3 异种骨移植 |
| 1.3.4 人工合成骨替代材料 |
| 1.3.4.1 金属与合金材料 |
| 1.3.4.2 生物陶瓷类材料 |
| 1.3.4.3 高分子聚合物 |
| 1.3.4.4 复合人工骨材料 |
| 1.4 组织工程支架 |
| 1.4.1 组织工程支架的基本性能 |
| 1.4.2 组织工程支架的制备方法 |
| 1.4.2.1 溶解铸造/颗粒浸出法 |
| 1.4.2.2 超临界流体技术 |
| 1.5 纳米粒子特性 |
| 1.6 生物活性玻璃及含生物玻璃相的复合生物材料 |
| 1.6.1 生物活性玻璃 |
| 1.6.2 生物玻璃的表面反应 |
| 1.6.3 生物玻璃与细胞的协同作用 |
| 1.6.4 含生物玻璃相的复合生物材料 |
| 1.6.4.1 生物活性玻璃/聚乳酸复合材料 |
| 1.6.4.2 生物活性玻璃/聚己内酯复合物 |
| 1.6.4.3 生物活性玻璃 |
| 1.7 本论文的选题目的及意义 |
| 1.7.1 课题的研究意义及理论依据 |
| 1.7.2 课题的研究目标 |
| 1.7.3 本课题的特色与创新之处 |
| 参考文献 |
| 第2章 实验研究 |
| 2.1 不同混合比例G-BG/PLGA 复合材料的制备、表面性质及生物活性 |
| 2.1.1 材料和方法 |
| 2.1.1.1 试剂 |
| 2.1.1.2 实验器材 |
| 2.1.1.3 改性纳米生物玻璃的制备 |
| 2.1.1.4 玻片的硅化处理 |
| 2.1.1.5 改性纳米生物玻璃/PLGA(PLLA-g-BG/PLGA)复合物的制备 |
| 2.1.1.6 热重分析（TGA） |
| 2.1.1.7 场发射扫描电子显微镜（ESEM）及能量色散谱仪（EDX） |
| 2.1.1.8 成骨细胞培养 |
| 2.1.1.9 成骨细胞纯化 |
| 2.1.1.10 材料的细胞黏附性实验 |
| 2.1.1.11 材料对细胞的增殖效应 |
| 2.1.1.12 复合材料对细胞周期的影响 |
| 2.1.1.13 Real-time PCR 法检测成骨活性基因的表达 |
| 2.1.1.14 统计学分析 |
| 2.1.2 结果 |
| 2.1.2.1 PLLA-g-BG 的接枝率 |
| 2.1.2.2 PLLA-g-BG/PLGA 的表面形貌和表面元素分析 |
| 2.1.2.3 成骨细胞培养 |
| 2.1.2.4 细胞黏附和扩展 |
| 2.1.2.5 材料对细胞的增殖效应 |
| 2.1.2.6 细胞周期分析 |
| 2.1.2.7 Real-time PCR 检测结果 |
| 2.1.3 讨论 |
| 2.1.3.1 成骨细胞的黏附性与增殖能力 |
| 2.1.3.2 复合材料对细胞周期的影响 |
| 2.1.3.3 材料对成骨细胞分化能力检测 |
| 2.1.4 小结 |
| 参考文献 |
| 2.2 G-BG/PLGA 与G-HA/PLGA 复合材料生物活性的比较 |
| 2.2.1 前言 |
| 2.2.2 材料和方法 |
| 2.2.2.1 试剂 |
| 2.2.2.2 实验器材 |
| 2.2.2.3 g-HA /PLGA 复合物的制备 |
| 2.2.2.4 材料的细胞黏附性实验 |
| 2.2.2.5 材料对细胞的增殖效应 |
| 2.2.2.6 复合材料对细胞周期的影响 |
| 2.2.2.7 Real-time PCR 法检测成骨活性基因的表达 |
| 2.2.3 结果 |
| 2.2.3.1 细胞黏附和扩展 |
| 2.2.3.2 材料对细胞增殖的影响 |
| 2.2.3.3 复合材料对细胞周期的影响 |
| 2.2.3.4 实时定量PCR（Real-time PCR）检测 |
| 2.2.4 讨论 |
| 2.2.4.1 成骨细胞的黏附、扩展与增殖 |
| 2.2.4.2 复合材料对细胞周期的影响 |
| 2.2.4.3 复合材料对成骨细胞成骨相关基因表达的影响 |
| 2.2.5 小结 |
| 参考文献 |
| 2.3 多孔复合物支架材料的制备及表征 |
| 2.3.1 材料和方法 |
| 2.3.1.1 材料 |
| 2.3.1.2 实验器材 |
| 2.3.1.3 多孔复合物支架材料的制备 |
| 2.3.1.4 多孔复合物支架的表征 |
| 2.3.2 结果 |
| 2.3.2.1 多孔复合物支架的孔隙率和孔径 |
| 2.3.2.2 场发射扫描电镜观察多孔支架的表面形貌 |
| 2.3.2.3 多孔支架力学检测结果 |
| 2.3.3 讨论 |
| 2.3.3.1 支架材料制备方法与材料的性能 |
| 2.3.3.2 纳米无机物颗粒对材料力学性能的影响 |
| 2.3.4 小结 |
| 参考文献 |
| 2.4 G-BG/PLGA 复合材料对兔颅骨缺损修复的实验研究 |
| 2.4.1 前言 |
| 2.4.2 材料和方法 |
| 2.4.2.1 主要仪器 |
| 2.4.2.2 实验动物、实验试剂及药品 |
| 2.4.2.3 多孔材料骨修复材料的制备 |
| 2.4.2.4 兔颅骨缺损动物模型的制备和分组 |
| 2.4.2.5 术后大体观察 |
| 2.4.2.6 CT 检查及兔颅骨缺损局部区域三维重建 |
| 2.4.2.7 Real-time PCR 法检测复合物支架中体内成骨相关基因的表达 |
| 2.4.3 结果 |
| 2.4.3.1 大体观察 |
| 2.4.3.2 兔颅骨缺损局部区域CT 三维重建 |
| 2.4.3.3 复合骨修复材料修复兔颅骨缺损的成骨能力评价 |
| 2.4.3.4 大体标本观察结果 |
| 2.4.3.5 Real-time PCR 法检测复合物支架中体内成骨相关基因的表达 |
| 2.4.4 讨论 |
| 2.4.4.1 骨缺损模型制作标准 |
| 2.4.4.2 观察与评估骨形成的方法 |
| 2.4.4.3 孔的结构、支架的降解与骨组织的形成 |
| 2.4.4.4 纳米改性生物玻璃/PLGA 复合物支架对于成骨活性的影响 |
| 2.4.4.5 超临界C02 发泡对复合物支架进行再加工后对于成骨活性的影响 |
| 2.4.4.6 材料对成骨细胞分化能力影响的检测 |
| 2.4.5 小结 |
| 参考文献 |
| 第3章 结论 |
| 攻读学位期间发表的学术论文及取得的科研成果 |
| 致谢 |
| 中文摘要 |
| ABSTRACT |
四、生物活性玻璃陶瓷修复下颌骨缺损远期超微结构及元素含量分析（论文参考文献）
- [1]多孔生物玻璃骨修复支架的制备及性能研究[D]. 王薇. 内蒙古医科大学, 2020(03)
- [2]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)
- [3]3D打印活性陶瓷骨修复支架研究[D]. 邵惠锋. 浙江大学, 2017(12)
- [4]3D打印Ti-6Al-4V理化性能及生物相容性研究[D]. 赵冰净. 中国人民解放军医学院, 2016(02)
- [5]同种异体骨髓间充质干细胞复合同种异体冻干骨修复比格犬半侧下颌骨缺损的实验研究[D]. 谭新颖. 中国人民解放军医学院, 2014(03)
- [6]生物活性玻璃组织工程支架的制备及细胞相容性研究[D]. 李正茂. 华南理工大学, 2013(05)
- [7]医学领域中骨组织元素分析方法[J]. 颜彦,周海静,聂红兵. 口腔生物医学, 2012(01)
- [8]碳纤维增强Si-HAC及其生物复合材料的制备与性能研究[D]. 李娟莹. 陕西科技大学, 2010(05)
- [9]中药骨碎补构建优异活性的骨修复材料研究[D]. 王晶彦. 佳木斯大学, 2009(06)
- [10]新型纳米改性生物玻璃/PLGA复合材料的制备及骨缺损修复的实验研究[D]. 董树君. 吉林大学, 2009(08)