一、四川大学成功研制出纳米人工骨（论文文献综述）
中国康复医学会脊柱脊髓专业委员会基础研究与转化学组[1]（2022）在《脊柱融合术中生物活性材料应用的专家共识》文中研究表明脊柱融合术是脊柱外科最常见的术式, 所有的脊柱疾病（包括退变、畸形、创伤、感染、肿瘤等）的外科治疗均会涉及脊柱融合。植骨材料的选择是决定脊柱融合效果的关键因素之一。目前常用的植骨材料有自体骨、同种异体骨及使用生物材料制备而成的人工骨。中国康复医学会脊柱脊髓专业委员会基础研究与转化学组牵头、组织国内脊柱外科领域专家, 通过检索文献检索、专家问卷调查以及专家讨论会, 制定出脊柱融合术中生物活性材料应用的专家共识, 以供临床参考。
杜鹃[2]（2021）在《原位水热法合成二氧化钛纳米线及生物相容性研究》文中指出二氧化钛（TiO2）纳米线是一种典型的纳米无机材料,具有超高的比表面积、优良的光催化活性和较好的生物相容性,已经广泛用于工业和生物医学等领域。基质辅助水热法因操作简单、产物结构易于调控等优点已经成为当前最受欢迎的TiO2纳米线合成方法。传统的基质材料主要包括FTO玻璃及钛片,然而所制备的TiO2纳米线与基质材料之间的界面作用力往往较弱,导致TiO2纳米线易于从基质材料表面脱落,形态与结构难以控制。本研究拟以TiO2纳米颗粒片为基质材料,采用碱性水热反应法在TiO2纳米颗粒片表面原位生长TiO2纳米线膜,通过改变水热温度等参数对其结构与形态进行调控;进一步采用细胞培养方式初步探究了TiO2纳米线膜的生物相容性。本论文主要分为以下三个部分:（1）TiO2纳米线的合成及表征首先以TiO2纳米颗粒为基质材料水热合成TiO2纳米线。以钛酸异丙酯为原料,通过溶胶-凝胶法制备TiO2纳米颗粒;然后以所制备的TiO2纳米颗粒为原料,采用碱性水热法制备TiO2纳米线。利用SEM、EDS、TEM、XRD、FT-IR等对TiO2纳米颗粒和TiO2纳米线进行表征。结果表明,TiO2纳米颗粒呈现不规则颗粒状,尺寸约为50-200 nm;经碱性水热反应处理后,TiO2纳米颗粒（无定形）原位转化为直径约为10±4 nm的TiO2纳米线（锐钛矿相）。（2）TiO2纳米线膜的合成及表征接下来以TiO2纳米颗粒片为基质材料水热合成TiO2纳米线膜。以TiO2纳米颗粒为原料,利用圆柱形不锈钢模具和压片机等装置制备TiO2纳米颗粒片;随后以TiO2纳米颗粒片为基质材料,采用碱性水热法在TiO2纳米颗粒片表面原位生长TiO2纳米线膜。利用SEM、EDS、XRD等对制得的TiO2纳米颗粒片和TiO2纳米线膜进行表征。结果表明,水热反应导致TiO2纳米颗粒片表面形貌由颗粒状转变成纤维状,其表面所含TiO2纳米颗粒原位转化为TiO2纳米线。纳米线的直径随着水热反应温度的改变有显着变化,当水热反应温度从120℃提高至200℃,纤维直径由10 nm增加至1μm。同时随着水热过程的进行,TiO2纳米颗粒的晶体结构也发生了转变,由锐钛矿相逐步转化为钛酸。（3）TiO2纳米线膜的生物相容性研究最后以成纤维细胞L929为模型细胞评价了TiO2纳米线膜的生物相容性。将TiO2纳米线膜与L929细胞共培养,利用MTT法和活/死细胞染色法分别定量和定性评价了TiO2纳米线膜对于细胞活力的影响;同时利用SEM观察细胞在TiO2纳米线膜表面的生长状态。结果表明,TiO2纳米线膜利于细胞的黏附与增殖,具有优良的生物相容性;其生物相容性与纳米线直径有关,较小直径的纳米线更能促进细胞的黏附与增殖。
姚彪,钱卫庆,尹宏[3]（2014）在《新型α-半水硫酸钙/双相生物陶瓷人工骨修复兔桡骨骨缺损的X射线评估》文中进行了进一步梳理背景:α-半水硫酸钙和双相生物陶瓷作为骨修复材料已在临床广泛应用,但都存在一定的缺点。目的:观察α-半水硫酸钙/双相生物陶瓷人工骨用于修复兔桡骨缺损的效果。方法:建立18只成年新西兰大白兔任一单侧桡骨缺损模型,随机分为3组,分别于骨缺损处植入α-半水硫酸钙材料、α-半水硫酸钙/双相生物陶瓷材料与双相生物陶瓷材料,植入后第4,8,12周时取材,对3组进行大体观察及X射线观察。结果与结论:1大体观察:植入第12周,α-半水硫酸钙/双相生物陶瓷组骨缺损空腔完全修复,桡骨形状基本恢复到术前形态;α-半水硫酸钙组明显缺损凹陷,双相生物陶瓷组仍可见少量材料填充覆盖。2X射线观察:α-半水硫酸钙组材料吸收过快,材料降解快于新骨生成,可见骨缺损;α-半水硫酸钙/双相生物陶瓷组骨缺损已愈合,皮质骨塑形良好,骨髓腔完全再通;双相生物陶瓷组仍可见材料影,受未降解材料影响骨缺损未能修复。表明新型α-半水硫酸钙/双相生物陶瓷骨修复材料能明显促进兔桡骨骨缺损的修复,修复效果优于与单独α-半水硫酸钙材料及双相生物陶瓷材料。
杨钟毓[4]（2013）在《适合B超检测的类人体骨骼模型快速制造及其超声成像》文中进行了进一步梳理超声模体是一种模拟人体某些组织、器官声学特性以及生理结构和用于超声诊断设备性能检测的无源装置。现有超声模体材料单一、结构简单,不能满足现代医疗要求。本文以胎儿骨骼为研究对象,从材料与结构两方面入手,制备出一套能在超声检测下使用的复杂超声模体。首先针对骨骼主要成分进行分析,分别采用溶胶凝胶和蚕茧膨化的方法制备出无机成分羟基磷灰石和有机成分丝素蛋白；并采用正交设计法分析出人工骨固化的最优方案,即羟基磷灰石、聚丙烯酸、柠檬酸、磷酸质量比为12：6：2：1.5。然后,针对羟基磷灰石块易溶于水的问题,使用硅烷偶联剂对羟基磷灰石表面进行改性。对改性后羟基磷灰石分别进行了红外光谱分析和浸泡实验,结果表明：当硅烷偶联剂体积分数为5%和水解30min时,改性后的羟基磷灰石块疏水效果最好。针对人工骨结构复杂的问题,采用熔融挤压技术打印出ABS骨骼模型后,通过硅胶模翻制得到浇注人工骨的模具进而浇注羟基磷灰石、丝蛋白和固化剂,最后得到结构和材料与胎儿类似的胎儿超声模体。最后,分别采用硅胶和仿皮肤组织对羟基磷灰石类人工骨进行包裹,并对硅胶包裹的羟基磷灰石类人工骨和仿皮肤组织包裹的类人工骨进行了超声图像检测,类人工骨的超声图像清楚。结果表明：采用本文提出的方案制造出的复杂超声模体在B超下图像清晰,为下一代复杂超声模体的制造打下了坚实的基础。
聂磊[5]（2013）在《高活性多孔磷钙基载药复合骨支架的制备及性能研究》文中提出每年有大量病人因骨产品的缺口而忍受着骨相关疾病困扰。自然骨有自我愈合的能力,但是骨缺损过大时不能自我愈合就需要进行手术移植,现在临床治疗手段包括主要自体骨和异体骨移植,但自体骨会造成新的创伤及感染,而异体骨存在着免疫排斥及疾病感染的风险,因此人工骨支架得到了科研者的关注。理想的人工骨支架需要一定的孔隙率、力学性能和细胞附着性能,并且可以提供力学性能稳定性确保骨移植后在缺损部位完成骨修复过程。本课题选择磷钙基材料制备骨支架,因为自然骨中的无机成分主要为类骨磷酸钙,此外磷酸钙具有良好的成骨作用。首先对多相磷酸钙合成和相形成条件进行了系统研究,选择合适制备方法制备出具有良好力学性能和生物学性能的多孔磷钙基支架,并对支架的物化性能和生物学性能进行了系统表征,最后对支架的成骨性能进行了评估,其主要研究内容和结果如下：1.通过湿化学方法合成的羟基磷灰石（HA）主要为针状,而合成的磷酸三钙（TCP）为无规则颗粒。常温下主要为无定形态,在800℃温度以上煅烧后变为p-TCP。湿化学方法可以制备多相磷酸钙,可通过pH值、钙磷比和煅烧温度控制多相磷酸钙的相组成。煅烧温度在600-800℃主要为缺钙性磷灰石（CDA）相,在1200℃为多相。多相磷酸钙在pH为6.5和10.5时,随钙磷比的增加结晶度呈增加趋势,主要为HA和p-TCP两相。pH在7.5-9.5之间,钙磷比在1.55时,多相磷酸钙除了HA和β-TCP相的存在外有CDA相存在；钙磷比在1.60和1.75时,多相磷酸钙具有较好的结晶度,存在三种以上的相成分；钙磷比在1.65和1.70时,多相磷酸钙主要有HA和CDA相。多相磷酸钙在未煅烧条件下主要针状形貌,随煅烧温度增加,颗粒形貌发生变化,在600℃为棒状,在800℃下为类椭圆状,在120℃下变为无规则相貌。2.双相磷酸钙中HA/（HA+β-TCP）比值主要受反应条件中pH值和钙磷比影响。随着pH值的增加,双相磷酸钙中的HA含量增加,反之,β-TCP含量降低。在相同pH值的条件下,钙磷比为1.65时,双相磷酸钙中的HA含量最高；钙磷比接近1.65时,双相磷酸钙中的HA含量越高；偏离1.65时,双相磷酸钙中的HA含量越低。3.采用乳化发泡法结合循环冷冻解冻方法制备BCP/PVA支架,可以通过PVA含量调节控制支架的孔径尺寸（50-700μm）、孔隙率（73-87%）、力学性能（0.19-0.26MPa）、降解速率以及生物学性能。随着PVA含量增加,BCP/PVA支架的孔隙率、力学性能、降解速率及细胞相容性呈现降低趋势。当PVA含量为30%,BCP/PVA支架的孔径尺寸在300-500μm之间,且压缩强度最大。此外,BCP/PVA支架在模拟体液中pH变化幅度较小,保持在7.18-7.36之间。BCP/PVA支架对成骨细胞的繁殖没有抑制作用,随着PVA含量的降低,成骨细胞在支架表面的繁殖呈增加趋势,且间充质干细胞可以在PVA含量为30%的BCP/PVA支架上附着和繁殖。综上所述,制备出的BCP/PVA支架可以满足松质骨组织工程的要求。4.采用PU泡沫复制法可以制备孔径尺寸在300-700μm的孔连通结构BCP支架,可通过选择不同ppi的PU泡沫控制BCP支架的孔径尺寸。采用HA/PLLA纳米复合物对多孔BCP支架进行涂层,未改变支架的孔径尺寸和孔连通结构,可以填补BCP支架孔壁的断裂裂纹并在孔壁上形成高分子基纤维,以提高支架的力学性能。对BCP支架进行涂层后,孔隙率有所降低,仍保持在93%以上,但压缩强度从0.31MPa提高到3.35-3.95MPa之间,可以满足松质骨压缩强度（0.02-4MPa）的要求。此外,对BCP支架涂层后,降低了支架在模拟体液中的降解速率,模拟体液的pH也没有较大幅度变化,保持在6.8-7.4之间,在30天后保持在7.4左右。采用HA/PLLA纳米复合物对多孔BCP支架进行多次涂层后减低了支架的孔隙率,但压缩强度进一步得到了提高,随涂层次数的增加,孔隙率呈降低趋势,压缩强度呈增加趋势。通过MTT实验表明,随着涂层次数的增加,支架的细胞相容性呈增加后降低趋势,其中HA/PLLA纳米复合物三次涂层的BCP多孔支架细胞相容性最好,对此组的支架进行肌肉植入实验,通过HE染色分析,发现在前期出现炎症细胞,随着时间的增加,炎症细胞消失,并出现了类骨磷灰石层和纤维组织层,表明支架具有良好的生物相容性。5.在单倍模拟体液环境下,随着仿生沉积时间增加,HA/PLLA纳米复合物涂层BCP支架的失重比呈降低后又增加的趋势,前期以支架降解为主,后期以磷酸钙矿化物沉积为主。支架孔壁上首先有氯化钠晶体出现,后氯化钠在SBF溶液中溶解,支架孔壁表面形成纳米级磷酸钙矿化物颗粒,并伴随有针状矿化物的出现；在沉积后期,在支架表面形成均匀的沉积物涂层。在过饱和模拟体液环境下,支架的仿生沉积速度得到了提高,磷酸钙矿化物很快沉积在支架孔壁表面,随着沉积时间的增加,在支架孔壁上的沉积物形貌变得均匀,和单倍SBF环境下较为相似。对仿生沉积改性后的支架经过低温冷冻处理,在-20℃下,支架在孔壁上形成了尺寸为3-5μm大小的微孔,磷酸钙中的钙离子被镁和钾离子置换,形成生物活性类骨磷灰石。6.通过双乳液法制备出的线性PLGA-mPEG共聚物载药微球尺寸在5-10μm,尺寸大小分布比较均匀。通过紫外分光光度计检测分析,可以确定BSA和万古霉素的标准曲线,对于BSA含量低于200mg/L时在221.6nm的拟合度较好,含量高于100mg/L时在278nm的拟合度较好；对于万古霉素,在280nm吸光度有较好的拟合度。可以通过控制共聚物的LA/GA摩尔比控制共聚物降解速率,并进一步控制共聚物载药微球的释放速率,并通过不同LA/GA摩尔比的共聚物载两种药物实现两种药物在不同阶段的控制释放。此外,制备出的载药微球可以良好地附着在HA/PLLA纳米复合物涂层BCP多孔支架上。7.对制备出的HA/PLLA纳米复合物涂层BCP支架进行毒理性试验分析,此类支架在毒性测试中未表现出明显毒性性质,在急性毒性分级标准中为无毒性,符合国家医疗器械生物学评价标准。通过肌肉植入实验,实验动物在术后未出现活动异常,且支架在动物体内随着时间增加会形成类骨磷灰石层和纤维组织层,而对周围的肌肉组织表现出生物惰性,可知支架具有良好的生物相容性。通过骨缺损修复实验,支架植入后,在缺损部位新骨逐级形成,支架被吸收降解,在密质骨的中心区域,成熟的骨组织附近有大量的骨单位形成,新骨和周围骨组织在后期紧密连接在一块难以区分,说明制备的支架具有良好的成骨性能和骨修复效果。
刘玉艳[6]（2011）在《N，O-羧甲基壳聚糖/纳米β-磷酸三钙复合材料的制备及其生物学性能的基础研究》文中进行了进一步梳理生物材料为各种原因导致的骨缺损修复治疗提供了新选择,但单一材料各种各样的不足制约了其作为生物材料的发展,因此,多种材料优势互补的复合研究成为骨生物材料研发的重点。壳聚糖是可降解的阳离子多糖,与细胞外多糖相似,对多种组织细胞的黏附和增殖有促进作用。羧甲基壳聚糖（N,O-CMC）是壳聚糖羧甲基化的产物,它在保持壳聚糖优点的同时,其水溶性及络合金属离子等性能比壳聚糖有明显的优势;因此,常被用作复合材料的基体,发挥仿生骨中有机相作用。β-磷酸三钙（β-TCP）与骨的无机盐成份相似,具有良好的生物活性、骨诱导性和生物可降解性;降解产生的钙、磷离子进入活体循环系统参与并促进新骨形成,因而成为骨修复和支架材料的研究热点。目前国内外研究所用的β-TCP粉体大多在微米水平,纳米水平β-TCP（n-β-TCP）的合成及其复合研究报道较少;而n -β-TCP生物陶瓷由于晶粒小,使材料中的内在气孔或缺陷尺寸大大减少,不易造成穿晶断裂,有利于提高材料的断裂韧性;同时,晶粒的细化又极大地增加了n-β-TCP的晶界数量,使纳米生物陶瓷表现出独特的超塑性及弹性等力学性能;且纳米材料增大的比表面积又可提高其表面活性。因而将n-β-TCP与N,O-CMC复合方面的研究将既会弥补微米水平β-TCP的不足,又有助于使二者的优势充分发挥,为其临床应用奠定实验基础。骨修复材料临床成功的主要标准之一是获得缺损部位与修复材料之间快速且紧密的骨整合,而骨整合的前提是修复材料在机体内存活并发挥功能,这就要求材料具有能适时促进血管形成的能力。因为在骨的修复重塑过程中,血管新生与骨形成有着密不可分的联系,充足的血运供应是保障骨缺损修复成功的关键;而VEGF既是最强促血管形成因子,又是血管新生与骨形成共享的关键性调节因子,其表达水平直接影响到新生骨的血供,最终影响到骨形成的速度和质量。因此,通过各种方法加强骨修复材料中VEGF的表达,以促进骨缺损处血管形成的研究成为骨修复及骨组织工程支架材料研究的重点;因而通过对骨修复材料中共同培养细胞内VEGF表达的检测可以间接反应材料的成骨活性。骨组织的基本结构框架是纳米级无机相与有机相按一定比例有序地组成;基于此,本实验将自制的无机相纯相纳米β-磷酸三钙粉末均匀地分布在可生物降解的有机相N,O-羧甲基壳聚糖（N,O-CMC）中,构建了不同比例的N,O-羧甲基壳聚糖/纳米β-磷酸三钙复合材料（N,O-CMC/n-β-TCP）,并进行如下实验研究:1以硝酸钙和磷酸氢二铵为原料,采用沉淀-微波转化法制备纯相纳米β-TCP粉末。2采用制备简单且低碳环保的“碳酸氢钠发泡法”将自制的纯相纳米β-TCP粉末与N,O-CMC通过“机械混合-造孔-压制成型”的方法制备不同比例的N,O-CMC/n-β-TCP多孔复合材料。3对不同质量比复合材料进行了SEM形貌观察,通过XRD、FTIR、吸水率、显气孔率及力学性能测试,多角度对材料进行全面客观的检测和分析,探讨复合材料作为骨修复材料的可行性。4复合材料在模拟体液中进行体外降解研究。通过测定降解过程中降解液的pH值变化,钙、磷离子浓度变化,材料的重量变化,表面结构及相成分变化等来研究复合材料的降解性能,据此评价复合材料是否符合作为骨修复材料的性能要求。5复合材料与成骨样细胞体外生物学性能基础实验将不同质量比的复合材料及对照人工骨与成骨样细胞体外共同培养后通过扫描电镜观察细胞在上述材料中黏附和生长情况;采用细胞增殖实验（MTT法）评价上述材料对成骨样细胞增殖的影响;检测并比较上述材料细胞中血管内皮生长因子mRNA（VEGF mRNA）相对含量及其翻译表达水平的差异。综合上述实验结果,初步筛选出适宜成骨样细胞黏附、生长和增殖的复合材料,为进一步的体内成骨能力实验奠定基础并提供实验经验;并为今后将其作为骨修复及骨支架材料的研发提供生产加工的方法及生物学改进依据。研究结果表明:1.以硝酸钙和磷酸氢二铵为原料,采用沉淀-微波转化法可制备出长约150～250 nm、宽约100nm的短棒状纯相β-TCP纳米颗粒。这为生产工艺简单、快速高效制备纳米纯相β-TCP提供了一条新途径。2.通过“机械混合-碳酸氢钠造孔-压制成型”可制备出不同质量比的N,O-CMC/n-β-TCP多孔复合材料。经XRD及FTIR分析表明:β-TCP的纳米特性改善了N,O-CMC/n-β-TCP二者间界面的结合性能,提高了该复合材料的强度和韧性,克服了其它生物材料脆性大,不易塑形的缺点。该方法简单易行、实验周期短、耗能低,克服了常规制备方法对设备要求高、干燥过程耗时耗能及部分制孔剂有毒且不易去除等弱点;为进一步探寻低碳、环保制备骨组织工程材料提供方法和实验依据。3.三种材料的吸水率和孔隙率分别在65%及45%以上,材料内分布着50-400μm大小不一、形态各异的不规则孔隙,其中N,O-CMC与n-β-TCP质量比为1/1时材料的孔径最大。材料的抗压及抗弯强度分别在13.528MPa,10.52MPa以上,高于人体松质骨的抗压强度。4.三种比例复合材料降解过程中降解液的pH值基本保持在6.9以上,特别是当N,O-CMC/n-β-TCP质比为1:1时,pH值基本处于7.0～7.4之间,这有助于材料周围的体液pH值稳定在中性偏碱的状态,从而避免或减少无菌炎症的发生。材料在模拟体液中浸泡后,其表面均有类骨羟基磷灰石生成,且以二者质比为1:1时生成量最多,说明三种比例的复合材料均具有较好的骨引导生物活性,但质量比为1:1者性能最好。5.三种比例的复合材料与成骨样细胞体外共同培养后的扫描电镜观察表明细胞生长状态良好。成骨样细胞在材料中的增殖率（MTT法）由高到低依次为人工骨、二者质比1:1、二者质比2:1、二者质比1:2;其中,细胞在N,O-CMC/ n-β-TCP质比为1:1及对照人工骨上增殖结果相似,增殖多于另外二者且有统计学差别。材料中成骨样细胞内VEGF mRNA的转录及翻译水平由高到低表达的检测结果与MTT检测一致;既二者质比1:1与人工骨细胞中VEGF mRNA的转录及翻译水平接近,但明显高于另外二者且有统计学差别。综合以上实验结果,可以得出以下结论:三种不同比例的复合材料基本符合骨修复材料的性能要求,其中N,O-CMC/n-β-TCP质量比为1:1时的复合材料体外生物学性能最好。
李学敏,刘玲蓉,周志敏,张其清[7]（2010）在《胶原/羟基磷灰石复合功能性骨修复材料的研究现状和展望》文中认为随着外伤和骨肿瘤等发病率的升高,由这些病损造成的骨缺损的发病率逐年增加,已成为人类健康的极大威胁,骨缺损的修复已成为现代医学的一大难题。研究开发新型仿生骨修复材料以满足医学科学发展和临床需要是生物医学工程学领域研究的重要方向之一和研究热点。其中,仿生构建的胶原/羟基磷灰石复合骨修复材料由于模仿了天然骨的成分、结构和特性,一直是骨修复材料研究领域的重要发展方向,并取得了长足的进步和发展;但是由于对骨、骨组织再生修复机制认识的不足以及材料科学和加工技术等的限制,还存在不少需要解决的科学问题和关键技术问题。因此,有必要对胶原/羟基磷灰石复合功能性骨修复材料的研究进行讨论和分析。本文针对仿生胶原/羟基磷灰石复合骨修复材料的基础研究和发展现状进行综述,同时对未来的发展趋势和需要解决的问题进行展望和分析。
刘昌胜,陈芳萍[8]（2010）在《生物医用材料及其产业化概况与发展思考》文中研究说明生物医用材料可对机体组织进行诊断、治疗,置换损伤组织、器官或增进其功能,属医疗器械范畴,其研究是介于生物学、医学、材料学和化学之间的交叉性边缘学科,研究内容几乎覆盖材料科学与生命科学的整个领域,具有知识、技术密集和多学科交叉的特点。尽管现代意义上的生物医学材料起源于20世纪40年代,其学科也仅形成于20世纪80年代,但生物医用材料
卢旻鹏[9]（2010）在《载银纳米抗菌复合骨填充材料治疗兔胫骨慢性骨髓炎的实验研究》文中提出慢性骨髓炎的治疗基本原则之一就是在充分的抗菌素治疗基础上彻底清除病灶。而病灶清除,死骨摘除后常出现不同范围的骨缺损,如骨缺损大,影响了骨干的机械强度和稳定性,则常需要植骨以促进骨愈合。尽管采用了彻底的清创方法,但缺损部位仍有一定数量的细菌残留,当有外来植入物时,这些细菌易大量繁殖,常导致治疗失败。因此,良好的骨填充材料必须既能填充骨缺损又能杀灭残留致病菌。自1980年Klemm应用抗生素骨水泥防治骨组织感染成功后,抗生素的局部应用越来越引起人们的重视。局部药物缓释系统可以直接作用于病变部位,不需血液将药物抗生素携带至病变区域,可在局部获得持续的较高药物浓度,同时保持较低的血药浓度,避免全身系统用药的毒副作用。抗生素骨水泥虽然在治疗慢性骨髓炎临床应用中取得了极大的成功,但其仍有许多不足:（1）由于骨水泥结合时有一个放热过程,温度较高,只可应用于耐高温的有限剂量的抗生素;（2）由于受抗菌谱的影响,加之近年来耐药菌株的增多使其临床应用受到了不同程度的限制;（3）部分抗生素的种类及浓度影响局部骨的生长,局部高的抗生素浓度对成骨样细胞的增殖有影响。（4）感染控制需再次手术取出珠链;（5）骨水泥无成骨作用,不能对骨缺损进行修复。纳米羟基磷灰石/聚酰胺66（n-HA/PA66）复合生物活性人工骨是由我们与四川大学联合开发出的一种新型纳米仿生复合骨修复替代材料,前期研究显示该材料的生物相容性好,机械性能佳,是一种良好的骨替代材料。我们在此基础上成功开发出二氧化钛载银纳米羟基磷灰石/聚酰胺66抗菌复合骨填充材料,本课题研究其体外抗菌特性,细胞毒性,体外Ag+释放特性及体外对MG63成骨样细胞增殖的影响并探讨其作为骨填充材料填充骨髓炎术后骨缺损的可行性及该材料在兔体内的毒副作用,以期为该材料治疗临床慢性骨髓炎术后骨缺损提供实验依据。目的:对二氧化钛载银纳米羟基磷灰石/聚酰胺66抗菌复合骨填充材料体外抗菌特性,细胞毒性,体外Ag+释放特性及对MG63成骨样细胞增殖的影响进行研究,建立兔胫骨近端慢性骨髓炎动物模型,并在兔胫骨近端慢性骨髓炎动物模型的基础上,研究其作为骨填充材料治疗骨髓炎术后骨缺损的治疗效果,并研究该材料在兔体内的毒副作用,期望找到一种既具有良好的局部抗感染能力又具有成骨能力的骨填充材料,为慢性骨髓炎的治疗提供一种新型的局部抗菌剂缓释系统,并为其进一步临床应用提供实验依据。方法:本实验由四部分组成1、载银纳米抗菌复合骨填充材料体外抗菌及释放特性测定采用抑菌环试验、菌落数试验及扫描电镜检测载银纳米抗菌复合骨填充材料对金黄色葡萄球菌和大肠杆菌的抗菌性能及抗粘附效果;采用原子吸收光谱法检测载银纳米抗菌复合骨填充材料在模拟体液中释放银离子特性;通过MTT法,急性溶血实验检测该材料的生物相容性。2、载银纳米抗菌复合骨填充材料对成骨样细胞生长的影响以纳米羟基磷灰石/聚酰胺66为对照,采用相差显微镜、扫描电镜、MTT、碱性磷酸酶ALP检测、钙含量测定等方法从MG63成骨样细胞形态、增殖及生理功能等方面检测载银纳米抗菌复合骨填充材料对MG63成骨样细胞生长的影响。3、兔胫骨慢性骨髓炎动物模型的建立及评价采用胫骨近段髓腔注射5%鱼肝油酸钠和不同浓度的金黄色葡萄球菌菌液的方法诱导骨髓炎,并探讨诱导的骨髓炎模型与菌液浓度的关系,为慢性骨髓炎的实验研究提供一种合适的动物模型。4、载银纳米抗菌复合骨填充材料治疗兔胫骨近段慢性骨髓炎的实验研究及兔体内毒副作用研究在慢性骨髓炎造模的基础上,常规病灶清除,分别植入载银纳米抗菌复合骨填充材料,载万古霉素骨水泥填充材料,nHA/PA66复合骨填充材料及空白对照组,通过大体标本观察、放射学、细菌学和组织学方法,观察材料局部抗菌效果;通过放射学观察,组织学检查和钙黄绿素荧光标记观察材料成骨能力;并通过检测肝脏、肾脏功能及各脏器中银离子浓度,了解材料在兔体内的毒副作用。结果:1、载银纳米抗菌复合骨填充材料体外抗菌及释放特性测定载银纳米抗菌复合骨填充材料体外对金黄色葡萄球菌及大肠杆菌有明显抗菌作用,尤其对金黄色葡萄球菌,且抗菌能力随银离子含量的增加而加强;该材料在模拟体液中有良好的缓释效果,对L929细胞无毒性,对红细胞不产生毒性或机械损伤,具有良好的生物相容性。2、载银纳米抗菌复合骨填充材料对MG63成骨样细胞生长的影响MG63成骨样细胞与材料共培养的倒置相差显微镜可见MG63成骨样细胞在材料周围生长情况良好,且随着培养时间的延长,在材料周围的细胞数量明显增多;扫描电镜显示MG63成骨样细胞在复合材料上生长5天后可见细胞在复合材料上生长状况良好;MTT法结果显示各组细胞的数目都随着培养时间的增加而增加,第七天时抗菌材料组的MTT值与对照组间没有显着性差异（P>0.05）;MG63成骨样细胞在不同材料上培养和空白对照组的ALP活性随着培养时间的增加而增加,各材料组和对照组在不同的培养时间点的ALP活性无统计学上差异（P>0.05）;细胞钙离子含量测定显示各组MG63成骨样细胞钙离子含量均随时间延长呈增长趋势。3、兔胫骨慢性骨髓炎动物模型的建立及评价G0（注入0.1ml生理盐水）、G1（注入0.1ml 3×107 CFU/ml细菌）、G2（注入0.1ml 3×108 CFU/ml细菌）、G3（注入0.1ml 3×109 CFU/ml细菌）、G4（注入0.3ml 3×109 CFU/ml细菌）、G5（注入0.3ml 6×109 CFU/ml细菌）各组造模后4周,影像学显示均出现不同程度的软组织肿胀,骨密度降低,骨小梁纤细,数目减少,骨小梁间隙加宽,骨皮质变薄,骨溶解,死骨形成;组织学切片显示均出现不同程度的中性嗜酸性粒细胞浸润,骨髓腔内髓细胞不同程度坏死,间质出血;采用兔金黄色葡萄球菌骨髓炎模型严重程度分级大体标本观察和放射学检测标准对所诱导模型进行严重程度分级:G1组属0级,G2组属1～2级,G3组属2～3级,G4组属3～4级,G5组属4级。4、载银纳米抗菌复合骨填充材料治疗兔胫骨近段慢性骨髓炎的实验研究及兔体内毒副作用研究4.1载银纳米抗菌复合骨填充材料治疗兔胫骨近段慢性骨髓炎的实验研究抗菌效果:术后12周对各组Norden改良骨髓炎分值进行统计学分析显示:A组（载银纳米抗菌复合骨填充材料）、B组（载万古霉素骨水泥填充材料）分别与C组（nHA/PA66复合骨填充材料）、D组（空白组）比较,差异有非常显着性（P<0.01）,A、B组比较差异无统计学意义（P>0.05）,C、D组比较差异无统计学意义（P>0.05）;术后12周,大体标本可见A、B组保持较正常外观形状,未发现明显的骨质破坏及髓腔脓液,其中A组材料与骨接触处紧密连接,其余各组标本外形粗大,骨质破坏明显,骨缺损边缘有不规则增生及硬化,其中C组材料与骨接触处连接不紧密,其间可见脓性分泌物;术后4周和8周时,每克标本细菌计数转换成对数后进行统计学分析结果显示:A、B组细菌计数明显小于C、D组,差异有非常显着性（P<0.01）,A、B组比较,B组细菌计数小于A组,差异有显着性（P<0.05）,C、D组比较,D组细菌计数小于C组,差异有显着性（P<0.05）;组织学观察显示术后12周,A、B组炎症反应明显较C、D组轻,B组又较A组炎症反应轻。成骨效果:术后12周X线显示A组植入的填充材料与周围骨皮质界线模糊,与周围骨组织基本愈合,B、C组材料与周围骨组织未见明显愈合征象;钙黄绿素荧光标记显示术后12周,A组材料与骨界面可见大量绿色荧光,B、C组材料边缘及D组荧光标记明显较A组少;组织学观察显示术后12周, A组胶原数量多,可见编织骨形成,新生骨小梁及新生血管,可见多数成骨细胞,成骨活动明显;B组无编织骨小梁,未见明显胶原存在;C、D组均未见到骨形成,无编织骨小梁,可见部分胶原存在。4.2载银纳米抗菌复合骨填充材料动物体内毒副作用研究血清生化检验结果显示,天门冬酸氨基转移酶（AST）、丙氨酸氨基转移酶（ALT）及尿素氮（BUN）、肌酐（Cr）水平在各时相点实验组与对照组两两比较均无显着性差异（P>0.05）,实验组内各时相点两两比较均无显着性差异（P>0.05）;血液中Ag+浓度检测结果显示各时间点实验组中血液中Ag+浓度均低于10ppb;组织学观察显示实验组肝肾均未见异常变化;术后12周时,实验组肝脏、肾脏中Ag+浓度分别为（224.46±83.04） bbp和（88.57±75.72） bbp。结论:1、载银纳米抗菌复合骨填充材料体外对金黄色葡萄球菌及大肠杆菌有明显抗菌作用,尤其对金黄色葡萄球菌,且抗菌能力随银离子含量的增加而加强;在模拟体液中有良好的缓释效果,对L929细胞无毒性,对红细胞不产生毒性或机械损伤,具有良好的生物相容性。2、载银纳米抗菌复合骨填充材料对MG63成骨样细胞生长没有抑制作用,对成骨样细胞的碱性磷酸酶活性及钙离子含量均无影响,对MG63细胞具有良好的生物相容性。3、载银纳米抗菌复合骨填充材料是具有一定的抗感染能力和成骨能力的骨填充材料,其抗感染能力较载万古霉素骨水泥稍弱,但成骨能力较载万古霉素骨水泥强,短期内在兔体内无明显毒副作用;在彻底病灶清除的前提下,能一期填充慢性骨髓炎术后骨缺损,有望成为治疗慢性骨髓炎的较为理想的骨填充材料。
张志斌[10]（2007）在《骨修复和骨病治疗药物载体CPP/CS复合材料的仿生合成及性能研究》文中进行了进一步梳理本论文的研究目标是运用仿生的方法合成出具有良好综合性能的载药CPP／CS骨修复复合材料（TCSCC），研究其复合方法、合成条件、结构机理以及力学性能、可控降解释药性能、抗金黄色葡萄球菌的效果及与成骨细胞的相容性等。CPP（聚磷酸钙）具有优异的生物相容性、生物活性、骨传导性、可生物降解性等，但单独用CPP作为骨修复材料存在两个问题，一是CPP降解速率太慢，二是CPP在降解过程中强度损失太快。为了解决这些问题，因而选用具有优异生物相容性、生物可降解性和韧性较好的天然高分子材料CS（壳聚糖）作为有机成分，采用悬浮液热分散复合法，与无机成分CPP进行仿生复合，合成出了力学性能较好、可控降解的CPP／CS骨修复复合材料棒材，测定了棒材的孔径和孔隙率，探索了棒材的成孔机理和复合机理。并用相同的复合方法，合成出了CPP／CS骨修复复合材料颗粒，同棒材进行了对比研究。在治疗和修复骨折、骨缺损和骨缺失的过程中常常伴随有慢性骨髓炎的发生，引起慢性骨髓炎的病菌主要是金黄色葡萄球菌，为了在修复骨的同时又能治疗慢性骨髓炎，所以，选用对金黄色葡萄球菌有抑制和杀灭作用的TH（盐酸四环素）药物，采用复合交联反相乳液聚合法，合成出TCM（CS载药微球）；用凝聚相分离法，制备出了STCM（复合载药微球）；用悬浮液热分散复合法，合成出包裹STCM的载药CPP／CS骨修复复合材料颗粒（TCSCC）。研究TCSCC的实验合成条件、结构以及降解性能和药物释放性能，研究TH杀灭金黄色葡萄球菌的性能和TCSCC的成骨细胞相容性，为材料用于骨缺损修复和慢性骨髓炎治疗提供实验研究依据。主要的研究结果如下：（1）经过几种复合方法的选择、比较，确定了一种悬浮液热分散复合法，即将CPP悬浮在无水乙醇中，再分散在加热的CS-HAC溶液中，得到均匀的复合悬液，这是本文在复合方法上的特别之处。（2）仿照人体骨的成分、配比、结构及功能。人体骨的成分是无机有机复合，即取无机相CPP和有机相CS的成分仿生；无机有机重量配比近似为70／30，取CPP／CS=70／30的配比仿生；CPP的分子链结构类似于ATP（三磷酸腺苷）的高能磷酸键-O-P-O-，水解时放出的能量可以被成骨细胞利用，对骨的生长有促进作用，所以选择CPP是在结构和功能上仿生。应用悬浮液热分散复合法，合成出了均匀、致密、强度较高的CPP／CS仿生复合材料棒材（由致孔剂成孔）和颗粒（未加致孔剂、而由凝聚相分离工艺成孔）。（3）采用复合交联反相乳液聚合法，合成出TCM；再用凝聚相分离法，将TCM包覆在SA（海藻酸钠）内，制备出STCM（复合载药微球）；最后用CPP和CS作为原料，运用悬浮液热分散复合法，利用仿生复合配比：CPP／CS=70／30，合成出包裹STCM的载药CPP／CS骨修复复合材料（TCSCC）。（4）CPP／CS复合材料结构的研究，从分子水平上探索出CPP和CS的复合机理为：①氢键的形成：CPP中磷氧双键上的氧和CS中氨基、羟基上的氢形成了氢键（P=O……H-N-或P=O……H-O-），CPP和CS的分子间发生静电作用。②配合物的形成：CPP中钙离子的外层s、p、d空轨道，可以接受N和O上的孤对电子，而形成配合物，CPP与CS分子间会发生化学键作用。（5）CPP／CS复合材料力学性能研究，复合材料中无机相和有机相的比例为CPP／CS=75／25、CPP／CS=70／30、CPP／CS=65／35的多孔复合材料力学性能较好。其中配比为CPP／CS=70／30的复合材料的压缩强度最高，其无机相与有机相的重量比与人体骨中的比例最接近，说明仿生（成分和组成仿生）合成才能达到最好的性能。（6）CPP／CS复合材料的降解性研究，以分子量为42万的CS、脱乙酰度为75.56％的CS、粒径为≤50μm（通过300目分样筛）的CPP作为原料，配比为CPP／CS=70／30，所得复合材料降解速率最快。说明复合可以提高CPP的降解速率，而改变CPP的粒径、改变CS的分子量和脱乙酰度、改变CPP和CS的配比，可以调节CPP／CS复合材料的降解速率。（7）TCSCC的降解释药性能研究，TCSCC的降解释药过程分为两个阶段：第一阶段为小分子扩散溶出和药物的扩散释放阶段（出现了“突释”现象），符合零级释放规律P=at+b，释放量与时间为直线关系；第二阶段为材料的缓慢降解导致药物释放的阶段，这一阶段的释放规律相当于Higuichi方程的形式：P=a t1／2+b，释放量与时间为非直线关系。TCSCC集骨修复功能和释药治病功能于一体，药物释放自始至终贯穿于材料降解的全过程，使骨缺损修复和慢性骨髓炎的治疗同时进行。改变CPP的粒径、改变CS的分子量和脱乙酰度、改变CPP和CS的配比，就可以调节TCSCC的降解释药速率。（8）材料的抗菌性能研究，样品CPP、SA和蒸馏水没有抗菌性能，其它除空白以外，都有抗菌效果。抗金黄色葡萄球菌作用最强的是TH（四环素原药），其它载有TH药物的TCM、STCM和TCSCC复合材料，都具有较好的抗金葡菌性能。（9）材料成骨细胞相容性研究，除了TH（四环素）原药对成骨细胞有一定伤害外，本实验所用原材料、合成出的TCM、STCM和TCSCC等对成骨细胞都没有毒性。成骨细胞在材料上的生长符合黏附、生长、繁殖和分化的一般规律。本论文的创新点（1）悬浮液热分散复合法，在加热条件下，用稀HAC溶液溶解CS，用无水乙醇分散CPP后再与CS加热搅拌下复合，得到分散均匀的CPP／CS复合悬液。（2）仿生合成，选择具有与高能磷酸化合物ATP中的-O-P-O-键类似结构的CPP作为无机成分，天然高分子材料CS作为有机成分，发现用CPP和CS复合，其配比为CPP／CS=70／30（人体骨中无机有机相的重量比近似为70／30）时，复合材料的力学性能最好。（3）CPP／CS骨修复材料的双功能化：CS是具有良好的生物相容性和可降解性的天然高分子材料，CS还能抑制多种细菌的生长，具有广谱抗菌性；CPP具有优异的生物相容性、生物活性、骨传导性、可生物降解性等，对成骨细胞的生长有促进作用。而复合材料CPP／CS具有抗菌消炎、骨缺损修复的双重功能。（4）TCSCC的降解可控性和释药可控性，复合材料中，CS降解速度快，CPP降解速度慢，随着CS含量的增加，复合材料的降解速率增加，相反CPP增加时，降解速率就降低。而改变CPP的粒径、CS的分子量、CS的脱乙酰度以及CPP和CS的配比，可以调控TCSCC的降解速率和释药速率。（5）载药多层复合多功能化，发现TCSCC具有抗菌功能、骨修复功能和释放药物的功能。即能够在修复骨缺损的同时，释放出TH药物杀灭金黄色葡萄球菌以治疗慢性骨髓炎。所以TCSCC是集“抗菌”、“修复骨”、“释药治病”于一体的多功能化复合材料。
二、四川大学成功研制出纳米人工骨（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、四川大学成功研制出纳米人工骨（论文提纲范文）
（2）原位水热法合成二氧化钛纳米线及生物相容性研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 组织再生材料 |
| 1.2.1 组织工程学 |
| 1.2.2 组织再生材料的种类 |
| 1.3 TiO_2材料 |
| 1.3.1 结构与特点 |
| 1.3.2 TiO_2纳米材料的种类 |
| 1.3.3 TiO_2纳米线 |
| 1.4 选题意义及研究内容 |
| 1.4.1 选题意义 |
| 1.4.2 研究内容 |
| 第2章 以TiO_2纳米颗粒为基质合成TiO_2纳米线 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 试剂及仪器 |
| 2.2.2 TiO_2纳米颗粒的制备 |
| 2.2.3 以TiO_2纳米颗粒为基质制备TiO_2纳米线 |
| 2.2.4 测试与表征 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.4 本章小结 |
| 第3章 TiO_2纳米颗粒片辅助水热合成TiO_2纳米线膜 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 试剂及仪器 |
| 3.2.2 以TiO_2纳米颗粒片为基质制备TiO_2纳米线膜 |
| 3.2.3 以钛片为基质制备TiO_2纳米线膜(Ti@TiO_2 NW MB) |
| 3.2.4 测试与表征 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 形貌与组分分析 |
| 3.3.2 机理分析 |
| 3.4 本章小结 |
| 第4章 TiO_2纳米线膜的体外生物相容性研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 试剂及仪器 |
| 4.2.2 细胞培养 |
| 4.2.3 生物相容性评价 |
| 4.3 结果与分析 |
| 4.3.1 MTT分析 |
| 4.3.2 Live/dead染色分析 |
| 4.3.3 SEM分析 |
| 4.4 本章小结 |
| 第5章 结论与展望 |
| 5.1 结论 |
| 5.2 展望 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间取得的研究成果 |
| 致谢 |
（4）适合B超检测的类人体骨骼模型快速制造及其超声成像（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 研究背景及意义 |
| 1.3 国内外研究现状 |
| 1.3.1 超声模体国内研究现状 |
| 1.3.2 超声模体国外研究现状 |
| 1.3.3 国内外研究情况对比 |
| 1.3.4 快速成形技术在复杂超声模体制造领域的应用 |
| 1.4 论文主要研究思路及研究内容 |
| 1.4.1 论文主要思路 |
| 1.4.2 研究主要内容 |
| 第二章 羟基磷灰石制备及固化 |
| 2.1 羟基磷灰石粉末制备 |
| 2.1.1 引言 |
| 2.1.2 实验设备及工艺 |
| 2.1.3 实验结果讨论 |
| 2.2 再生丝蛋白提取 |
| 2.2.1 引言 |
| 2.2.2 实验设备及工艺 |
| 2.2.3 蛋白质的检测 |
| 2.3 羟基磷灰石粉末固化 |
| 2.3.1 实验设备及工艺 |
| 2.3.2 实验结果讨论 |
| 2.4 本章小结 |
| 第三章 人工骨的快速制造 |
| 3.1 羟基磷灰石粉末表面处理 |
| 3.1.1 引言 |
| 3.1.2 实验设备及工艺 |
| 3.1.3 实验结果讨论 |
| 3.2 羟基磷灰石类人工骨快速制造 |
| 3.2.1 引言 |
| 3.2.2 实验设备及工艺 |
| 3.2.3 实验结果讨论 |
| 3.3 本章小结 |
| 第四章 羟基磷灰石类人工骨超声性能检测 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 羟基磷灰石包裹研究 |
| 4.2.1 硅胶包裹羟基磷灰石类人工骨 |
| 4.2.2 仿皮肤材料包裹羟基磷灰石类人工骨 |
| 4.3 类人工骨超声检测 |
| 4.3.1 羟基磷灰石类人工骨超声检测 |
| 4.3.2 多种材料类人工骨检测 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 结论及展望 |
| 5.1 结论 |
| 5.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 个人简历、在学期间发表的学术论文 |
（5）高活性多孔磷钙基载药复合骨支架的制备及性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 前言 |
| 1.2 骨结构和理化性能 |
| 1.2.1 骨的结构 |
| 1.2.2 骨的理化性能 |
| 1.2.3 骨缺损相关疾病及其治疗手段 |
| 1.3 人工骨组织修复材料研究进展 |
| 1.3.1 无机人工骨修复材料 |
| 1.3.2 有机人工骨修复材料 |
| 1.3.3 复合人工骨修复材料 |
| 1.4 磷钙基复合支架的研究进展 |
| 1.4.1 羟基磷灰石的性能及其制备机理 |
| 1.4.2 应用于骨材料的主要磷酸钙材料 |
| 1.4.3 磷钙基复合支架的应用研究进展 |
| 1.5 磷钙基复合骨支架制备方法的研究进展 |
| 1.6 本课题的研究意义 |
| 1.7 本课题拟解决的科学问题和思路 |
| 1.8 本课题的主要研究内容 |
| 第2章 纳米多相磷酸钙的制备及结构表征 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 实验原料与设备 |
| 2.2.2 多相磷酸钙的制备 |
| 2.2.3 多相磷酸钙的分析与性能表征 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 单相磷酸钙的合成表征 |
| 2.3.2 多相磷酸钙的合成表征分析 |
| 2.3.3 双相磷钙粉末中HA/β-TCP计算探讨 |
| 2.4 本章小结 |
| 第3章 双相磷钙基复合聚乙烯醇骨支架的制备及性能 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 实验原料与设备 |
| 3.2.2 双相磷钙基复合聚乙烯醇骨支架的制备 |
| 3.2.3 双相磷钙基复合聚乙烯醇骨支架的性能表征方法 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 采用溶液浇铸法制备BCP/PVA支架孔隙形貌分析 |
| 3.3.2 采用盐析方法制备BCP/PVA支架孔隙形貌分析 |
| 3.3.3 采用乳化发泡法制备BCP/PVA支架孔隙形貌分析 |
| 3.3.4 采用乳化发泡法结合循环冷冻解冻方法制备BCP/PVA支架 |
| 3.4 本章小结 |
| 第4章 BCP支架及HA/PLLA涂层的制备与性能表征 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 实验原料与设备 |
| 4.2.2 多孔BCP支架的制备 |
| 4.2.3 nano-HA/PLLA涂层多孔BCP支架 |
| 4.2.4 制备出支架的主要性能表征手段 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 nano-HA/PLLA涂层BCP支架的物化性能分析 |
| 4.3.2 nano-HA/PLLA涂层BCP支架的生物学性能分析 |
| 4.4 本章小结 |
| 第5章 HA/PLLA多涂层BCP多孔支架的制备与性能表征 |
| 5.1 前言 |
| 5.2 实验部分 |
| 5.2.1 实验原料与设备 |
| 5.2.2 多孔BCP支架HA/PLLA多涂层的制备 |
| 5.2.3 主要性能表征 |
| 5.3 结果与讨论 |
| 5.3.1 支架大孔和微孔形貌分析 |
| 5.3.2 支架孔隙率和压缩强度分析 |
| 5.3.3 支架在模拟体液的降解性能 |
| 5.3.4 支架的体外细胞毒性和体内生物相容性 |
| 5.4 本章小结 |
| 第6章 磷钙基复合支架的仿生沉积及微孔形貌构造 |
| 6.1 前言 |
| 6.2 实验部分 |
| 6.2.1 实验原料与设备 |
| 6.2.2 双相磷钙基复合支架的仿生沉积实验 |
| 6.2.3 主要性能表征 |
| 6.3 结果与讨论 |
| 6.3.1 单倍模拟体液环境下的仿生沉积分析 |
| 6.3.2 过饱和模拟体液环境下的仿生沉积分析 |
| 6.3.3 低温冷冻对支架孔壁微孔形貌的影响 |
| 6.3.4 仿生沉积机理探讨 |
| 6.4 本章小结 |
| 第7章 骨组织工程中多种药物分阶段连续控释体系的构建 |
| 7.1 前言 |
| 7.2 实验部分 |
| 7.2.1 实验原料与设备 |
| 7.2.2 线性PLGA-mPEG嵌段共聚物的合成 |
| 7.2.3 载药微球的制备及释药实验 |
| 7.2.4 主要测试手段 |
| 7.3 结果与讨论 |
| 7.3.1 线性嵌段共聚物合成及载药微球的性能表征 |
| 7.3.2 BSA和万古霉素标准曲线的绘制 |
| 7.3.3 药物的体外释放规律 |
| 7.3.4 载药微球植入骨支架材料 |
| 7.4 本章小结 |
| 第8章 磷钙基复合支架的生物相容性及骨植入实验 |
| 8.1 前言 |
| 8.2 实验部分 |
| 8.2.1 急性毒性试验 |
| 8.2.2 致敏试验 |
| 8.2.3 溶血实验 |
| 8.2.4 体外细胞毒性实验 |
| 8.2.5 肌肉植入实验 |
| 8.2.6 骨缺损植入实验 |
| 8.3 结果与讨论 |
| 8.3.1 急性毒性试验结果分析 |
| 8.3.2 致敏试验结果分析 |
| 8.3.3 溶血实验分析 |
| 8.3.4 肌肉植入实验 |
| 8.3.5 骨缺损修复实验 |
| 8.4 本章小结 |
| 第9章 论文总结 |
| 9.1 主要结论 |
| 9.2 创新之处 |
| 9.3 研究展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻博期间发表论文及申请专利 |
（6）N，O-羧甲基壳聚糖/纳米β-磷酸三钙复合材料的制备及其生物学性能的基础研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 英文缩略词表 |
| 第1篇 综述 |
| 第1章 生物医学材料 |
| 1 生物医学材料的发展概述 |
| 2 骨生物材料分类 |
| 3 常用的骨生物医学材料 |
| 4 骨生物材料的发展趋势和展望 |
| 第2章 血管内皮细胞生长因子及其受体在血管和骨形成方面的研究进展 |
| 1 血管形成的方式及形成的主要过程 |
| 2 血管内皮细胞生长因子家族（VEGFs）及其受体 |
| 3 VEGF-A 分类及其在血管和骨形成中的研究进展 |
| 4 VEGF 受体及其在血管和骨形成中的研究进展 |
| 5 VEGF-A 对各类骨细胞的影响 |
| 6 小结 |
| 第3章 本论文的选题目的及意义 |
| 第2篇 材料合成及其理化与降解性能检测 |
| 实验 1 纳米纯相β-TCP 的制备及其测定 |
| 1 前言 |
| 2 纳米纯相β-TCP 的制备及检测 |
| 3 结果与讨论 |
| 4 本章小结 |
| 实验2 N,O-CMC/纳米Β-TCP 多孔复合材料的制备及理化性能测试 |
| 1 前言 |
| 2 复合材料的制备 |
| 3 N,O-CMC /β-TCP 多孔复合材料的性能测试 |
| 4 结果与讨论 |
| 5 本章小结 |
| 实验3 复合材料在模拟体液中降解性能研究 |
| 1 前言 |
| 2 实验材料与方法 |
| 3 复合材料浸泡后的性能表征和检测 |
| 4 结果和讨论 |
| 5 本章小结 |
| 第3篇 复合材料生物学基础实验 |
| 实验１复合材料和成骨样细胞MG63 体外相容性研究 |
| 1 前言 |
| 2 材料与方法 |
| 3 结果 |
| 4 讨论 |
| 5 小结 |
| 实验2 不同材料中 VEGF mRNA 含量及表达水平的检测 |
| 1 前言 |
| 2 材料 |
| 3 方法 |
| 4 结果 |
| 5 讨论 |
| 6 小结 |
| 第4篇 全文总结 |
| 参考文献 |
| 作者读博期间所取得的成果 |
| 致谢 |
（8）生物医用材料及其产业化概况与发展思考（论文提纲范文）
| 一、我国生物医用材料研究的新发展 |
| 二、我国生物医用材料产业概况 |
| 1. 产品技术结构不合理 |
| 2. 主流产品缺乏自主技术 |
| 3. 长周期研究总体投入不足 |
| 4. 生物医用材料行业标准滞后发展 |
| 5. 政府安全监管与促进行业发展之间不够协调 |
| 三、促进我国生物医用材料产业化的对策思考 |
| 1. 紧扣临床应用,以市场需求为向导进行科技持续创新 |
| 2. 注重工程化开发及技术集成研究,提升产品综合性能 |
| 3. 注重技术要素同资本要素的有效结合,解决产业化过程中的资金问题 |
| 4. 认清研发不同阶段的特点和重点,采取有效模式组织不同的人员协调作战 |
| 5. 密切关注国家对生物医用材料产业的宏观政策指导和行业发展动态,建立与生物医用材料发展相适应的先进管理模式 |
| 6. 建立与生物医用材料发展相适应的监督机制,加大促进生物医用材料行业发展的政策扶持 |
（9）载银纳米抗菌复合骨填充材料治疗兔胫骨慢性骨髓炎的实验研究（论文提纲范文）
| 英汉缩略语名词对照 |
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 论文正文：载银纳米抗菌复合骨填充材料治疗兔胫骨慢性骨髓炎的实验研究 |
| 前言 |
| 第一部分 载银纳米抗菌复合骨填充材料体外抗菌及释放特性测定 |
| 引言 |
| 1 材料与方法 |
| 2 统计学方法 |
| 3 结果 |
| 4 讨论 |
| 5 小结 |
| 6 图片 |
| 7 参考文献 |
| 第二部分 载银纳米抗菌复合骨填充材料对成骨样细胞生长的影响 |
| 引言 |
| 1 材料和方法 |
| 2 统计学方法 |
| 3 结果 |
| 4 讨论 |
| 5 小结 |
| 6 图片 |
| 7 参考文献 |
| 第三部分 兔胫骨慢性骨髓炎动物模型的建立及评价 |
| 引言 |
| 1 材料和方法 |
| 2 实验相关指标的观察 |
| 3 统计学方法 |
| 4 结果 |
| 5 讨论 |
| 6 小结 |
| 7 图片 |
| 8 参考文献 |
| 第四部分 载银纳米抗菌复合骨填充材料治疗兔胫骨近段慢性骨髓炎的实验研究及兔体内毒副作用研究 |
| 引言 |
| 1 材料和方法 |
| 2 检查项目和方法 |
| 3 统计学分析 |
| 4 结果 |
| 5 讨论 |
| 6 小结 |
| 7 图片 |
| 8 参考文献 |
| 全文结论 |
| 文献综述一 |
| 文献综述二 |
| 致谢 |
| 研究生期间发表的文章及研究成果 |
（10）骨修复和骨病治疗药物载体CPP/CS复合材料的仿生合成及性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 仿生骨修复材料及其作为药物载体的研究进展 |
| 1.1 骨的构造、成分及性能 |
| 1.1.1 骨的构造及成分 |
| 1.1.2 骨的多级结构和理化性能 |
| 1.2 骨修复材料 |
| 1.2.1 骨修复用无机材料 |
| 1.2.2 骨修复用有机高分子材料 |
| 1.2.3 骨修复用药物载体材料 |
| 1.3 仿生骨修复材料 |
| 1.3.1 仿生材料的概念 |
| 1.3.2 仿生骨修复材料 |
| 1.3.3 载药仿生骨修复材料 |
| 1.4 聚磷酸钙和壳聚糖的复合材料 |
| 1.4.1 骨修复复合材料 |
| 1.4.2 CPP骨修复材料 |
| 1.4.3 CPP/CS复合材料的特点及要解决的问题和思路 |
| 1.5 本文的研究思路和设想 |
| 1.5.1 目的意义 |
| 1.5.2 主要内容 |
| 1.5.3 方案设计 |
| 参考文献 |
| 第二章 CPP/CS复合材料棒材合成及复合机理研究 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 原材料、试剂及仪器设备 |
| 2.2.1.1 主要原材料及试剂 |
| 2.2.1.2 主要仪器设备 |
| 2.2.2 无定形CPP粉末的制备 |
| 2.2.2.1 磷酸二氢钙的制备和浓缩 |
| 2.2.2.2 无定形CPP的烧制、球磨和分筛 |
| 2.2.3 多孔CPP/CS复合材料棒材制备 |
| 2.2.3.1 棒材复合的技术路线框图 |
| 2.2.3.2 棒材复合的具体实验方案 |
| 2.2.4 多孔CPP/CS复合材料棒材的加速降解实验 |
| 2.2.5 多孔CPP/CS复合材料棒材的表征 |
| 2.2.5.1 红外光谱(IR)分析 |
| 2.2.5.2 扫描电子显微镜(SEM)分析 |
| 2.2.5.3 X射线衍射(XRD)分析 |
| 2.2.5.4 差示扫描量热仪(DSC)分析 |
| 2.2.5.5 测定棒材的孔隙率 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 CPP的烧制工艺分析 |
| 2.3.2 致孔剂的选择和致孔机理研究 |
| 2.3.2.1 致孔剂的筛选 |
| 2.3.2.2 硬脂酸致孔剂的致孔条件 |
| 2.3.2.3 硬脂酸致孔剂的致孔机理 |
| 2.3.2.4 致孔后复合材料的形态及孔径 |
| 2.3.2.5 致孔剂硬脂酸的用量 |
| 2.3.3 CPP/CS棒材的复合方法及实验条件 |
| 2.3.3.1 CPP/CS棒材的复合方法选择 |
| 2.3.3.2 影响CPP/CS棒材复合的实验条件 |
| 2.3.3.3 CPP/CS的复合条件优化 |
| 2.3.4 CS分子量对复合材料降解性能的影响 |
| 2.3.5 CPP粒径对复合材料降解性能的影响 |
| 2.3.6 多孔CPP/CS复合材料结构 |
| 2.3.6.1 红外光谱(IR)的分析测试 |
| 2.3.6.2 扫描电子显微镜(SEM)的分析测试 |
| 2.3.6.3 X-光衍射(XRD)分析测试 |
| 2.3.6.4 差示扫描量热仪(DSC)分析 |
| 2.3.7 CPP/CS的复合机理 |
| 2.3.7.1 氢键的形成 |
| 2.3.7.2 配合物的生成 |
| 2.3.7.3 硬脂酸盐的生成 |
| 2.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第三章 CPP/CS复合材料棒材力学性能及可控降解性研究 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 原材料、试剂及仪器设备 |
| 3.2.2 无定形CPP粉末的制备 |
| 3.2.3 多孔CPP/CS复合材料棒材制备 |
| 3.2.3.1 棒材复合的技术路线框图 |
| 3.2.3.2 棒材复合的具体实验方案 |
| 3.2.3.3 复合实验配比设计 |
| 3.2.4 多孔CPP/CS复合材料棒材的压缩强度实验 |
| 3.2.5 多孔CPP/CS复合材料棒材的降解实验 |
| 3.2.5.1 加速降解实验 |
| 3.2.5.2 常规降解实验 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 多孔CPP/CS复合材料棒材的力学性能 |
| 3.3.1.1 压缩强度的数据处理 |
| 3.3.1.2 压缩强度与CPP含量的关系 |
| 3.3.2 多孔CPP/CS复合材料棒材的可控降解性 |
| 3.3.2.1 CS分子量对降解性能的影响 |
| 3.3.2.2 CPP粒径对降解性能的影响 |
| 3.3.2.3 不同脱乙酰度的CS对降解性能的影响 |
| 3.3.2.4 原料配比对降解性能的影响 |
| 3.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第四章 CPP/CS复合材料颗粒合成及与棒材的对比研究 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 原材料、试剂及仪器设备 |
| 4.2.2 无定形CPP粉末的制备 |
| 4.2.3 多孔CPP/CS复合材料棒材制备 |
| 4.2.3.1 棒材复合的技术路线框图 |
| 4.2.3.2 棒材复合的具体实验方案 |
| 4.2.4 多孔CPP/CS复合材料颗粒制备 |
| 4.2.5 CPP/CS复合材料颗粒的加速降解实验 |
| 4.2.6 CPP/CS复合材料颗粒的表征 |
| 4.2.6.1 棒材和颗粒收缩率的测定 |
| 4.2.6.2 棒材和颗粒孔隙率的测定 |
| 4.2.6.3 红外光谱(IR)分析 |
| 4.2.6.4 X射线衍射(XRD)分析 |
| 4.2.6.5 扫描电子显微镜(SEM)分析 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 CPP/CS颗粒的复合方法及实验条件 |
| 4.3.1.1 CPP/CS颗粒的复合方法选择 |
| 4.3.1.2 影响CPP/CS颗粒复合的实验条件 |
| 4.3.1.3 CPP/CS的复合条件优化 |
| 4.3.2 CPP/CS颗粒的结构研究 |
| 4.3.2.1 红外光谱(IR)的分析测试 |
| 4.3.2.2 复合材料颗粒的X射线衍射(XRD)的分析测试 |
| 4.3.2.3 复合材料颗粒的扫描电子显微镜(SEM)分析 |
| 4.3.3 CPP/CS复合材料棒材和颗粒的孔隙率及收缩率的比较 |
| 4.3.3.1 CPP/CS复合材料棒材和颗粒的孔隙率比较 |
| 4.3.3.2 CPP/CS复合材料棒材和颗粒的收缩率比较 |
| 4.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第五章 载药CPP/CS骨修复复合材料颗粒合成及结构研究 |
| 5.1 前言 |
| 5.2 实验部分 |
| 5.2.1 原材料、试剂及仪器设备 |
| 5.2.2 无定形SCPP粉末的制备 |
| 5.2.3 载有四环素的壳聚糖微球(TCM)的制备 |
| 5.2.3.1 合成TCM的具体实验步骤 |
| 5.2.3.2 合成TCM的技术路线框图 |
| 5.2.4 复合载药微球(STCM)的合成 |
| 5.2.4.1 合成STCM的具体实验步骤 |
| 5.2.4.2 合成STCM的技术路线框图 |
| 5.2.5 载药多层骨修复复合材料颗粒(TCSCC)的合成 |
| 5.2.5.1 合成TCSCC的具体实验步骤 |
| 5.2.5.2 合成TCSCC的技术路线框图 |
| 5.2.6 材料的表征 |
| 5.2.6.1 激光粒度分析 |
| 5.2.6.2 扫描电子显微镜(SEM)分析 |
| 5.2.6.3 X射线衍射(XRD)分析 |
| 5.3 结果与讨论 |
| 5.3.1 实验条件对TCM合成的影响 |
| 5.3.1.1 CS分子量对TCM形态的影响 |
| 5.3.1.2 交联剂对TCM制备的影响 |
| 5.3.1.3 乳化剂用量对TCM制备的影响 |
| 5.3.1.4 水相与油相的比例对微球制备的影响 |
| 5.3.1.5 CS与TH的比例对微球制备的影响 |
| 5.3.1.6 搅拌速度对微球制备的影响 |
| 5.3.1.7 TCM微球的粒径分布 |
| 5.3.2 实验条件对STCM合成的影响 |
| 5.3.2.1 SA浓度的对成球的影响 |
| 5.3.2.2 SA粘度对成球的影响 |
| 5.3.2.3 CaCl_2溶液浓度对成球的影响 |
| 5.3.2.4 复合温度对成球的影响 |
| 5.3.2.5 TCM用量对STCM制备的影响 |
| 5.3.2.6 STCM的SEM照片 |
| 5.3.3 实验条件对TCSCC合成的影响 |
| 5.3.3.1 SCPP和CS的配比对TCSCC制备的影响 |
| 5.3.3.2 CS浓度对TCSCC制备的影响 |
| 5.3.3.3 CS的分子量对TCSCC制备的影响 |
| 5.3.3.4 STCM用量对TCSCC制备的影响 |
| 5.3.3.5 TCSCC颗粒的SEM照片 |
| 5.3.4 X-光衍射(XRD)分析测试 |
| 5.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第六章 载药CPP/CS复合材料体外降解和释药性能研究 |
| 6.1 前言 |
| 6.2 实验部分 |
| 6.2.1 原材料、试剂及仪器设备 |
| 6.2.2 无定形SCPP粉末的制备 |
| 6.2.3 载有四环素的壳聚糖微球(TCM)的制备及药物释放 |
| 6.2.3.1 TCM的合成实验 |
| 6.2.3.2 TCM载药量和包封率的测定 |
| 6.2.3.3 TCM的药物释放实验 |
| 6.2.4 复合载药微球(STCM)的合成、释放及降解 |
| 6.2.4.1 STCM的合成实验 |
| 6.2.4.2 STCM的药物释放和降解实验 |
| 6.2.5 载药多层复合材料颗粒(TCSCC)的合成 |
| 6.2.5.1 TCSCC的合成实验 |
| 6.2.5.2 TCSCC的药物释放和降解实验 |
| 6.3 结果与讨论 |
| 6.3.1 TCM的药物释放 |
| 6.3.1.1 TCM的药物释放数据 |
| 6.3.1.2 TCM的药物释放曲线 |
| 6.3.2 STCM的药物释放和降解 |
| 6.3.2.1 STCM的药物释放和降解数据 |
| 6.3.2.2 STCM的药物释放曲线 |
| 6.3.2.3 STCM的降解曲线 |
| 6.3.3 TCSCC的药物释放和降解 |
| 6.3.3.1 TCSCC的药物释放和降解数据 |
| 6.3.3.2 TCSCC的药物释放曲线 |
| 6.3.3.3 TCSCC的降解曲线 |
| 6.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第七章 载药CPP/CS复合材料抗菌性和细胞相容性研究 |
| 7.1 前言 |
| 7.2 实验部分 |
| 7.2.1 原材料、试剂及仪器设备 |
| 7.2.2 无定形CPP粉末的制备 |
| 7.2.3 载药多层CPP/CS复合材料的合成 |
| 7.2.3.1 TCM的合成 |
| 7.2.3.2 STCM的合成 |
| 7.2.3.3 TCSCC的合成 |
| 7.2.4 载药多层CPP/CS复合材料的抗菌实验和细胞相容性实验 |
| 7.2.4.1 材料的抗菌性实验 |
| 7.2.4.2 材料的成骨细胞相容性实验 |
| 7.3 结果与讨论 |
| 7.3.1 材料的抗菌性能 |
| 7.3.2 材料浸提液的成骨细胞相容性 |
| 7.3.2.1 材料样品的A值和A～t曲线 |
| 7.3.2.2 材料样品的RGR值和RGR～t柱状图 |
| 7.3.2.3 直接接触复合材料棒材和颗粒的成骨细胞相容性 |
| 7.4 本章小结 |
| 参考文献 |
| 第八章 全文总结、创新点及研究展望 |
| 8.1 全文总结 |
| 8.2 论文创新点 |
| 8.3 研究展望 |
| 附件一:论文中的缩写符号注释 |
| 附录二:在读博士期间发表的论文 |
| 致谢 |
四、四川大学成功研制出纳米人工骨（论文参考文献）
- [1]脊柱融合术中生物活性材料应用的专家共识[J]. 中国康复医学会脊柱脊髓专业委员会基础研究与转化学组. 中华医学杂志, 2022(07)
- [2]原位水热法合成二氧化钛纳米线及生物相容性研究[D]. 杜鹃. 太原理工大学, 2021(01)
- [3]新型α-半水硫酸钙/双相生物陶瓷人工骨修复兔桡骨骨缺损的X射线评估[J]. 姚彪,钱卫庆,尹宏. 中国组织工程研究, 2014(47)
- [4]适合B超检测的类人体骨骼模型快速制造及其超声成像[D]. 杨钟毓. 石家庄铁道大学, 2013(S2)
- [5]高活性多孔磷钙基载药复合骨支架的制备及性能研究[D]. 聂磊. 华中科技大学, 2013(02)
- [6]N，O-羧甲基壳聚糖/纳米β-磷酸三钙复合材料的制备及其生物学性能的基础研究[D]. 刘玉艳. 吉林大学, 2011(09)
- [7]胶原/羟基磷灰石复合功能性骨修复材料的研究现状和展望[A]. 李学敏,刘玲蓉,周志敏,张其清. 中国仪器仪表学会医疗仪器分会2010两岸四地生物医学工程学术年会论文集, 2010
- [8]生物医用材料及其产业化概况与发展思考[J]. 刘昌胜,陈芳萍. 新材料产业, 2010(07)
- [9]载银纳米抗菌复合骨填充材料治疗兔胫骨慢性骨髓炎的实验研究[D]. 卢旻鹏. 重庆医科大学, 2010(02)
- [10]骨修复和骨病治疗药物载体CPP/CS复合材料的仿生合成及性能研究[D]. 张志斌. 四川大学, 2007(05)