宋应亮[1]1997年在《口腔钛种植体结构损坏及腐蚀的基础应用研究》文中认为钛材作为一种优秀的工业材料能否在口腔修复中应用，依靠于临床调查和实验的研究。90年代临床种植体修复出现了许多要解决认识的问题：(1)钛种植体结构部件损坏及功能失效；(2)牙科中铸造插入技术解决种植烤瓷修复、义齿支架固位时钛与钛合金，钛与贵金属、非贵金属的结合；(3)钛种植体部件在口腔特定服役环境中发生腐蚀等。 基于工业用钛材优越显著的特性，如何客观、辩证的认识钛材在医学应用中的特性及在口腔服役环境中出现问题(强度、腐蚀)加以克服，是决定钛及钛合金能否在口腔修复医学中广泛深入应用的重要因素。为此，(1)我们采用工业应用分析方法，从临床实际中现场取样，用扫描电镜、能谱分析手段分析寻找种植体结构部件在口腔服役环境中发生部件损坏及功能失效的原因。(2)据钛材特性，用扫描电镜、能谱分析、Vickers硬度测试方法对牙科铸造插入技术中钛接圈与非贵金属结合界面进行评价，找出适合常规牙科应用的最佳方法。(3)针对口腔环境细菌特点，采用色度计观察，CIE1976L~*a~*b~*色度系统评价研究了种植体上部结构被口腔单一细菌腐蚀失泽规律。(4)据种植体结构部件衔接特点，用扫描电镜方法对新型工业钛75合金在骨内，口腔中缝隙腐蚀做了动物实验评价。(5)研究了口腔环境中应用种植体上部结构时控制腐蚀的措施，用电化学动电位极化技术评价了钛75合金表面处理的各种方法。论文主要结果如下： 1、种植义齿桥架接圈铸造是一个复杂的过程，目前条件下烘烤钛接圈浇注非贵金属，SEM显示温度过高，失败率高。需要考虑纯钛在不同温度下氧化膜种类及成份改变。 2、钛接圈烘烤温度在650℃，700℃时，浇注Ni—Cr合金，对杆支架质量影响最小，SEM显示二次断裂(撕裂岭)、气孔出现机会少。 3、钛接圈烘烤温度在650℃，700℃时包埋料对试件污染程度最小。钛接圈中铸造插入Ni—Cr合金，出现了包埋料，钛及Ni—Cr合金成份的漂移再熔合。 4、钛接圈烘烤温度在600℃，800℃时铸入Ni—Cr合金，两金属间有明显界面反应区。在650℃，700℃时铸入Ni—Cr合金，两金属间有部
傅凯杰[2]2016年在《具有药物携带功能的多孔种植体及SLM制备》文中认为现有牙种植体系统多为表面有螺纹的回转体,是致密结构,与具有孔隙结构的牙槽骨相比,其力学性能要远高于牙槽骨。而种植体与周围的骨组织力学性能不匹配会引起种植体-骨界面的应力遮蔽,容易引起骨吸收,对骨结合的远期效果会产生不良影响。另外,现有种植体的表面处理方法仅仅是增加了种植体表面的粗糙度或是细微结构,并不能够加快其与骨组织之间的骨结合。因此提出具有药物携带功能的多孔种植体以改善这一问题。本研究以“钛骨”种植体为基础进行优化设计,主要在体表螺纹间隙构建多孔结构,采用选择性激光熔化(Selective Laser Melting,SLM)加工工艺,加工出多孔牙种植体。通过动物实验评价了多孔牙种植体-骨界面的结合情况。本文的主要工作和研究成果如下:1、以“钛骨”种植体为基础,在体表螺纹间隙构建多孔结构,综合考虑孔的截面形状、孔径、孔深、孔隙率和连通率等参数,最终选择正菱形的截面形状和500μm的孔径孔深。2、建立了包含多孔牙种植体、基台和牙槽骨骨块的生物力学模型,通过有限元方法分析直径、长度以及孔隙率对种植体强度的影响。3、提出了基于SLM技术加工多孔牙种植体的工艺方法,并运用扫描电镜评价多孔结构成型效果,实验表明所制备的种植体满足设计要求。4、通过动物实验评价了有无药物涂层与有无多孔结构的牙种植体对骨结合的影响情况。微CT扫描结果表明,多孔牙种植体具有更好的骨传导能力,具有药物涂层的牙种植体更能够加快骨结合。
张超[3]2014年在《激光焊接加铜中间层镍钛合金和不锈钢复合弓丝抗腐蚀性能的研究》文中研究说明正畸临床上对矫治弓丝的应用大多遵循弓丝尺寸由细到粗，弓丝刚度由小到大的顺序，通常先使用镍钛弓丝，然后逐步过渡到使用不锈钢弓丝。单独应用镍钛弓丝或不锈钢弓丝存在着很多不足之处，特别是牙弓不同部位的牙齿需要安放不同刚度和性能的弓丝情况下，单纯使用一种弓丝无法满足临床的需要。复合矫治弓丝（Composite Arch wire, CAW）是将镍钛合金弓丝和不锈钢弓丝连接成一根包含两种材质的矫治弓丝，能在需要移动的牙段应用镍钛弓丝，需要提供支抗的牙段应用不锈钢弓丝，利用力量柔和的镍钛弓丝直接作用于错位牙，有效移动牙齿；同时利用不锈钢弓丝较大的刚度来加强支抗牙的稳定，防止负移动的发生。2011年吉林大学材料学院李洪梅、孙大谦采用激光焊接加中间层的方法研制出符合临床需求的复合弓丝。加铜中间层激光焊接复合弓丝性能优良，满足正畸矫治弓丝使用性能的要求，于2011年获得专利。新一代的激光焊接加铜中间层复合弓丝性能优良，其应用于正畸临床将会大大提高矫治的效率，带领正畸矫正技术进入一个新的发展阶段。新一代的激光焊接加铜中间层复合弓丝由两端的镍钛部分和不锈钢部分构成，两种材料都会因腐蚀而导致金属离子的析出，此外，复合弓丝焊接头处引入了同样有可能引起毒性反应的铜元素，在焊接过程之后复合弓丝是否能够具备相当的抗腐蚀能力，铜离子的析出量是否在生物安全范围内是目前亟需研究的问题，因此需要通过一系列的实验研究来探索复合弓丝在模拟口腔环境下的抗腐蚀性能。同其他合金材料一样，复合弓丝的抗腐蚀能力也依赖于表面钝化膜的形成,在钝化膜受到破坏时自我修复能力不足，则可能引起深层材料的腐蚀，导致有害离子的析出。口腔是一个极其复杂的环境，在一种新型生物材料应用于临床前，有必要谨慎的研究其发挥功能的环境以及与环境的相互作用关系，特别是口腔中各种可能引起材料腐蚀性能变化的因素，如pH值、氯离子、氟离子以及各种蛋白质的参与，都应逐一探索和讨论；尤其是复合弓丝应用于临床时，不是处于一个静态的唾液浸泡过程，而是不断受到矫正错位牙的扭正力以及咀嚼时食物的推挤力，因此还有必要进行复合弓丝的应力腐蚀研究；复合弓丝的激光焊接不只是让自体金属发生重熔再结晶，熔区元素成份有改变，有铜元素的介入会发生原电池阳极腐蚀，因此对复合弓丝进行相关的电化学实验研究也是十分重要的。综上，理化性能和机械性能优良的激光焊接加铜中间层复合弓丝的抗腐蚀性能在其应用临床时是极其重要的，但相关研究仍未见报道。本文模拟口腔实际环境对激光焊接加铜中间层镍钛形状记忆合金和不锈钢复合弓丝的抗腐蚀性能进行了研究。通过静态浸泡实验和电化学实验，以及加速腐蚀实验的结果，初步评价了复合弓丝在不同的pH值、氟离子浓度、蛋白浓度和负载值下的金属离子析出情况以及表面腐蚀微观形貌，结合电化学实验结果、失重和离子析出结果，得出了复合弓丝在不同侵蚀性环境中的抗腐蚀性能参数，进一步判定复合弓丝的抗腐蚀性能和生物安全性，为复合弓丝的临床应用奠定基础，也为其进一步改良和临床应用提供了实验和理论依据。本研究结合临床使用条件，模拟口腔环境全面的对复合弓丝进行材料学和生物学的评价，为复合弓丝在临床的使用和推广提供基础，并为口腔用新型金属材料的抗腐蚀性研究提供实验路线和参考。在不同pH人工唾液和含氯溶液腐蚀情况：含氯溶液中复合弓丝失重量和铜离子析出量明显大于人工唾液组，酸性唾液组失重和铜离子析出略高于中性唾液组。环状极化过程中，三种介质的保护电位都高于自腐蚀电位，材料的再钝化能力有限。中性唾液组的点蚀电位高于酸性唾液组，但腐蚀电流密度低于酸性组。中性唾液组复合弓丝表面相对平滑，含氯溶液中腐蚀后表面更加粗糙，裂隙的直径较人工唾液组更大，深度也明显增加。酸性唾液组的腐蚀形貌与中性组相似，略有严重趋势但程度不及含氯溶液组。复合弓丝在人工唾液中的抗腐蚀能力高于含氯溶液，酸碱度的改变会影响复合弓丝在人工唾液中的腐蚀情况，酸性条件使保护性氧化膜更容易破裂，导致离子析出和腐蚀加速。含氟溶液中，低氟溶液的腐蚀电位与单纯人工唾液相似，但高氟溶液腐蚀电位明显降低，在阴极极化后，电流迅速增大。单纯人工唾液组的极化曲线呈现出滞后环状，含氟溶液的环状回扫曲线有与先前扫描重合的趋势。扫描电镜下见含氟组有明显的点状腐蚀坑，高氟组腐蚀坑直径和深度大于低氟组，铜离子的析出量和重量损耗也较多。随着氟浓度的增加，复合弓丝的抗腐蚀能力减弱，复合弓丝在低氟溶液中具有较强的抗腐蚀能力，高氟溶液能够降低复合弓丝的抗腐蚀性能，然而，即使氟加速了复合弓丝的腐蚀进程，但整体的铜离子析出量仍然在WHO规定限度以内。含蛋白溶液中，低浓度蛋白溶液复合弓丝腐蚀电位明显降低，两种浓度的蛋白溶液点蚀电位均低于单纯唾液组。静态腐蚀后低蛋白组表面更粗糙，有数目较多的点蚀坑的出现。随蛋白浓度的升高，表面腐蚀并未明显加重，腐蚀坑的深度和数目都不及低蛋白组。低蛋白组铜离子的析出量在三组腐蚀介质中最多，高蛋白溶液静态腐蚀后与单纯唾液组相比，铜离子的析出量有增加，但失重量并未明显增加。总的来说，复合弓丝焊接区在含蛋白的溶液中表现出良好的抗腐蚀性能，低浓度的蛋白溶液降低了复合弓丝的抗腐蚀性能，高浓度的蛋白溶液会减少这种效应。蛋白质可以在材料表面形成薄膜，作为离子扩散的屏障，虽然可以减少铜离子的析出，但是也阻碍了人工唾液中钙、磷离子的沉积。高浓度蛋白并没有使腐蚀明显加速，可能是由于蛋白沉积在样品表面的厚度增加，进一步阻碍了氧的侵入和离子的析出，但是具体的机制仍有待于进一步的研究表明。不同pH条件和不同氟浓度人工唾液中的应力腐蚀：复合弓丝浸泡于酸性、中性和含氟人工唾液四周后表面无明显降解发生，无论是否施加应力；施加应力组在三点弯曲应力的张力侧表面更加粗糙，随着弯曲位移的增大，中间层表面更加粗糙，腐蚀坑呈现不规则的形貌，能谱分析结果见金属表面腐蚀坑的主要元素成分含有氧和磷。无论酸性还是中性人工唾液，应力的施加都会导致铜离子析出增加，增加量与施加的应力位移成正比。三点弯曲应力作为外加载荷，能够引起复合弓丝的形变引起材料表面氧化膜的点状破裂，随后裂隙在金属表面延伸加剧保护膜的破损，腐蚀介质因此而接触到保护膜下方的暴露金属引起进一步的腐蚀。在应力作用下，氢离子渗入材料并沿着位移施加点扩散。随后氢离子和氟离子结合，形成侵蚀性更强的氢氟酸，加速中间层铜离子的溶解。在高氟和大应力的协同作用下，复合弓丝中间层的抗腐蚀能力明显减弱，但高氟环境和大应力情况在临床上甚为少见。总的来说，复合弓丝在模拟口腔环境的腐蚀过程中表现出良好的抗腐蚀能力。在无机离子、有机蛋白和应力的加速腐蚀条件下，复合弓丝仍然表现出较好的抗腐蚀性能，满足临床正畸弓丝应用的需求。电化学实验和静态腐蚀实验是检测口腔用金属材料的重要手段，结合两种实验的结果可以评估不同模拟口腔环境的腐蚀条件对金属材料腐蚀行为的影响及材料的抗腐蚀能力，本实验的结果为口腔金属材料的进一步发展和改良提供相应的理论依据。
李娟[4]2011年在《正畸常用合金在人工唾液中电化学腐蚀的研究》文中提出目的:通过检测正畸托槽和三种不同正畸弓丝自身及偶合后的电化学参数,对其自身腐蚀及电偶腐蚀性能进行综合评价,以探讨正畸常用合金的不同组合方式及氟离子对合金耐腐蚀性能的影响。方法:采用经典三电极体系的电化学方法,在人工唾液中检测正畸常用不锈钢托槽、镍钛丝、β-钛丝及钴铬丝的自然腐蚀电位和腐蚀电流密度,从而研究其自身腐蚀行为,并在此基础上检测托槽分别与三种弓丝偶合后在不同氟浓度的人工唾液中的电偶电流密度,来研究其电偶腐蚀行为。结果:1、在人工唾液中,托槽及三种弓丝的的自然腐蚀电位大小顺序为SS>CoCr>β-Ti >NiTi;腐蚀电流密度大小顺序为NiTi>β-Ti>CoCr>SS,各组数据间均有显著性差异。2、在人工唾液中,托槽分别与三种弓丝偶合后产生的电偶电流密度大小为顺序为SS+NiTi>SS+β-Ti>SS+CoCr,各组数据间均有显著性差异。3、三组电偶对在不同氟浓度的人工唾液中电偶电流密度大小排列顺序均为SS+NiTi>SS+β-Ti>SS+CoCr,两两比较亦具有显著性差异。4、每组电偶对在含氟2%的人工唾液中电偶电流密度最大,在不含氟的人工唾液中电偶电流密度最小。结论: 1、在人工唾液中,正畸常用合金自身均会发生电化学腐蚀,产生相应的腐蚀电流。2、在人工唾液中,托槽与不同弓丝组成电偶对后均会发生电偶腐蚀,产生相应的电偶腐蚀电流。由于托槽的自腐蚀电位最大,在与弓丝组成电偶对后就作为阴极被加以保护,而偶对的弓丝则作为阳极加速腐蚀。3、在本实验条件下托槽与镍钛丝、托槽与β-钛丝、托槽与钴铬丝这三种不同偶对方式均受到氟离子不同程度的影响,其中托槽与钴铬丝组合后电偶电流密度值明显低于其余两组,表明其耐腐蚀性能最好。4、氟离子会加剧托槽与弓丝偶对后的腐蚀情况,且氟浓度越高造成的影响越严重。
徐丽娟[5]2007年在《牙科用钛合金组织与性能的研究》文中研究指明钛及其合金具有优越的机械性能、生物相容性和耐腐蚀性等优点,广泛应用于牙科修复材料。以往使用的合金有Ti-6Al-4V和Ti-6Al-7Nb等合金,但这些合金中含有有毒元素Al和V。近年来,国内外许多学者都集中于无毒牙科修复用钛合金的研究。Mo、Nb属于β相稳定元素,可以提高合金强度和塑性,有利于降低合金的弹性模量,且生物相容性良好。本文采用LZ5型离心铸钛机制备了Ti-Mo、Ti-Nb及Ti-Mo-Nb合金材料,系统研究了Ti-Mo、Ti-Nb及Ti-Mo-Nb合金的显微组织、力学性能、摩擦磨损特性和腐蚀特性,并对优化的β型Ti-Mo-Nb合金的生物相容性和铸造性能进行了研究,采用熔模精密铸造工艺制备了口腔修复用牙冠。研究结果表明,随着Mo含量的增加,Ti-Mo合金的显微组织细化,压缩强度降低,塑性增强;随着Nb含量的增加,Ti-Nb合金的显微组织发生明显变化,压缩弹性模量降低;Ti-20Nb合金的压缩强度最大,Ti-5Nb合金的塑性最好。Mo、Nb加入量相同时,Ti-Mo合金的维氏硬度、压缩强度及压缩弹性模量高于Ti-Nb合金。三种Ti-Mo-Nb合金由等轴晶组成,随着Nb含量的增加,合金的密度、维氏硬度、压缩强度和压缩弹性模量降低,抗弯强度增高、塑性增强。与Ti-10Mo合金相比,Ti-10Mo-10Nb合金的维氏硬度和压缩弹性模量降低,压缩强度、抗弯强度和塑性增强。摩擦磨损试验表明,Ti-Mo合金中Ti-10Mo合金的稳态摩擦系数最小,随着Mo含量的增加,Ti-Mo合金的磨损深度减小,抗磨能力增强;Ti-Nb合金中Ti-10Nb合金的稳态摩擦系数最小,Ti-5Nb合金的磨损深度最小,耐磨性较好,Ti-15Nb合金的磨损深度最大,耐磨性较差。随着Nb含量的增加,Ti-Mo-Nb合金的磨损深度减小,抗磨性增强。加载载荷对Ti-10Mo-10Nb合金耐磨性的影响不大;Hank’s溶液对Ti-10Mo-10Nb合金有润滑减磨的作用;Ti-10Mo-10Nb合金的氧化膜中含有TiO_2和Nb2O5,其抗磨性增强,氧化时间增长,氧化膜中TiO_2的含量增加,表面变疏松。Ti-Mo、Ti-Nb及Ti-Mo-Nb合金的磨损机制为粘着磨损和磨粒磨损共同作用。腐蚀试验表明,Hank’s溶液和pH2.5乳酸溶液中,Ti-Mo及Ti-Nb合金中Ti-10Mo合金的自腐蚀电位较高;0.9%NaCl溶液中,Ti-5Mo合金的自腐蚀电位较高。在Hank’s溶液中,Ti-Mo及Ti-Nb合金中Ti-5Nb合金易钝化且钝化区间较宽;在0.9%NaCl溶液中,Ti-20Mo合金易钝化且钝化区间较宽;在pH2.5乳酸溶液中,Ti-10Nb合金易钝化且钝化区间较宽。Hank’s溶液、0.9%NaCl溶液和pH2.5乳酸溶液中,Ti-15Mo合金的钝化膜较稳定。在Hank’s溶液和pH2.5乳酸溶液中,Ti-10Mo-10Nb合金的自腐蚀电位与纯钛相近。在Hank’s溶液、0.9%NaCl溶液和pH2.5乳酸溶液中,Ti-10Mo-10Nb合金与其它两种Ti-Mo-Nb合金和纯钛相比更容易从活化态进入到钝化态,而且钝化区间较长。几种Ti-Mo-Nb合金钝化膜的稳定性相差不大。从钝化膜的形成难易程度和钝化膜的稳定性两方面考虑,Ti-10Mo-10Nb合金的耐蚀性好于纯钛。Ti-10Mo-10Nb合金在pH值为2的乳酸溶液中的自腐蚀电位较高,在pH值为2.5的乳酸溶液中易钝化,且钝化区间较宽,在pH值为4的乳酸溶液中钝化膜较稳定。Ti-10Mo-10Nb合金的钝化膜中含有TiO_2及少量的Nb2O5和MoO3。在含有Cl-的腐蚀介质中,Ti-10Mo-10Nb合金发生了点蚀。Ti-10Mo-10Nb合金的生物相容性试验表明,该合金的溶血率为0.883%,远远小于5%,不会引起急性溶血;口腔粘膜刺激试验中肉眼及组织学观察均未见明显的炎症及上皮增长等组织学改变,表明该合金对口腔粘膜无刺激性或损伤。该合金植入白鼠4周后的组织中,纤维包膜较疏松,与组织的界限不清,可见少量炎细胞,主要为中性细胞、淋巴细胞、单核细胞和浆细胞,未见多核巨细胞和异物巨细胞;植入8周后,纤维囊壁趋向变薄,炎细胞数量减少,主要为单核细胞和淋巴细胞,该合金引起的组织反应为轻度。生物相容性试验表明Ti-10Mo-10Nb合金具有良好的生物相容性。铸造性能试验表明,Ti-10Mo-10Nb合金在牙科专用铸钛机上具有良好的铸造性能,室温下铸流率(CV)可达98%,并用该合金成功的制备了牙冠。Ti-10Mo-10Nb合金与铸钛专用包埋料的反应层中,Al元素扩散层的厚度大约为20μm,Si、Zr元素在反应层中分布不均匀,扩散层的厚度大约为15μm,Ti、Mo元素出现了偏析现象。以上所有试验结果表明,Ti-10Mo-10Nb合金具有优异的综合性能,适宜作为牙科材料。
李伟[6]2012年在《氧化锆全瓷修复体与氧化锆基台适合性的实验研究》文中研究说明目的：探讨CAD/CAM氧化锆全瓷冠与氧化锆基台的适合性及其对种植修复的指导意义。方法：选取自制氧化锆基台和Osstem GSⅡ金属钛基台各20个,分为A、B两组,A组应用CAD/CAM技术针对氧化锆基台制作氧化锆全瓷冠20个,B组应用技工用基台间隙帽铸造法针对钛基台制作钻铬合金烤瓷冠20个,然后分别将两种冠修复体安装于两种基台上,检测修复体是否完全就位；应用改良的Modified USPHS标准对修复体进行边缘适合性评价；采用硅橡胶印模法复制冠与基台之间的微间隙模型,将模型修整后沿近远中、颊舌向及横向剖开,在扫描电镜下测量微间隙厚度。结果：1.冠回位率：A(氧化锆基台-氧化锆全瓷冠组)、B(钛基台-钴铬烤瓷冠组)两组冠修复体均能顺利就位,冠回位率均为100%。2.边缘适合性评价：A组(氧化锆基台-氧化锆全瓷冠组)适合性达到A级的18例/90%达到B级的2例/10%C级与D级均为0；B组(钛基台-钴铬烤瓷冠组)适合性达到A级的16例/80%,达到B级的4例/20%,C级与D级均为0。经非参数秩和检验,两组冠适合性评价的比较无统计学意义(P>0.05)。3.适合性测定3.1基台与冠间的轴面适合性：A组为28.4±0.58μm,B组为35.2±0.23 u m,A组的轴面适合性值小于B组,两组数组的比较具有统计学意义(P<0.05)。3.2基台与冠间横截面适合性：A组为35.5±0.35 u m,B组为35.7±0.46 u m,两组数组的比较具无统计学意义(P>0.05)3.3基台与冠间的肩台部适合性：A组为23.5±0.35μm,B组为45.5±0.43μm,A组的肩台部适合性值小于B组,两组数组的比较具有统计学意义(P<0.05)。结论：].、氧化锆基台与氧化锆全瓷冠之间显示了良好的适合性,其机械精度可满足临床应用。2、CAD/CAM制作的氧化锆全瓷冠与氧化锆基台的适合性优于传统的技工用基台间隙帽铸造法制作的金属基底烤瓷冠。
黎永奇[7]2015年在《HU-308药物涂层对RANKL诱导RAW264.7向破骨细胞分化影响的实验研究》文中研究说明目的:研究不同浓度HU-308药物涂层对破骨细胞形成、分化、凋亡及破骨细胞特征基因mRNA表达的影响,从而为HU-308药物涂层在临床种植牙的应用提供实验依据。方法:一、破骨细胞的诱导培养与鉴定用核因子κ B受体活化因子配体(RANKL)诱导破骨细胞前体细胞(RAW264.7)向破骨细胞分化,并通过光镜下形态学观察、抗酒石酸酸性磷酸酶(TRAP)染色、骨片甲苯胺蓝染色观察吸收陷窝和qPCR检测破骨细胞组织蛋白酶K(CtsK)、TRAP、基质金属蛋白酶-9(MMP-9)基因mRNA的表达等方法鉴定成熟破骨细胞。二、HU-308药物涂层对RANKL诱导RAW264.7向破骨细胞分化的影响1、实-验分组168片纯钛片用NaOH溶液进行碱热处理后,随机分为A、B、C、D、E、F、G、H组,每组21片。A组钛片作为对照组,仅做碱热处理;B组钛片经碱热处理后,通过层层自组装(LBL)技术在其表面制备15层肝素(Hep)/壳聚糖(Chi)涂层;C、D、E、F、G、H组钛片经碱热处理后,通过LBL技术制备15层Hep/Chi涂层,最后分别浸渍于含0.025mg/L、0.25mg/L、2.5mg/L、25mg/L、l00mg/L、250mg/L 浓度的 HU-308 溶液中,采用物理吸附法在Hep/Chi涂层上装载HU-308,制备出含不同浓度的HU-308药物涂层。2、不同浓度HU-308药物涂层的筛选A、B、C、D、E、F、G、H组钛片放入孔板中,钛片表面进行RAW264.7的接种培养,培养4d后,采用噻唑蓝(MTT)法,以A组为对照组,比较组间存活细胞数量间差异,选择对RAW264.7增殖能力无明显影响的HU-308药物涂层组进行后续实验。3、HU-308药物涂层对RANKL诱导RAW264.7向破骨细胞分化的影响A、B、C、D、E、F组钛片预置于细胞培养板中,RAW264.7悬液接种于孔板中,RANKL诱导培养6d后:1、TRAP染色破骨细胞计数;2、酶动力学法测定破骨细胞TRAP活性;3、qPCR测定破骨细胞CtsK、TRAP、MMP-9基因mRNA的表达;4、流式细术测定破骨细胞的凋亡率。结果:一、破骨细胞的诱导培养与鉴定结果RAW264.7经RANKL诱导培养,TRAP染色后,可见大量红染的多核巨细胞,细胞形态呈荷包蛋样,细胞核数量几个至几十个不等;经甲苯胺蓝染色的骨磨片上可见圆形或椭圆形的骨吸收陷窝形成,陷窝处因染料填入而呈蓝紫色;经RANKL诱导后破骨细胞CtsK、TRAP和MMP-9的mRNA表达量明显上调,分别上调了约23倍、26倍、38倍。因此,RAW264.7在RANKL的诱导作用下可分化为破骨细胞且具有骨吸收功能,结果可靠,可用于进一步的研究工作。二、不同浓度HU-308药物涂层的筛选结果B、C、D、E、F组与A组比较,差异无统计学意义(P>0.05);G、H组与A组比较,RAW264.7增殖能力明显下降,差异有统计学意义(P<0.01)。说明Hep/Chi涂层和浸渍浓度为0.025mg/L、0.25mg/L、2.5mg/L、25mg/L的HU-308药物涂层对RAW264.7增殖活性均无明显影响,而浸渍浓度为100mg/L、250mg/L的HU-308药物涂层明显抑制RAW264.7增殖。因此,我们选择A、B、C、D、E、F组进行后续实验。三、HU-308药物涂层对RANKL诱导RAW264.7向破骨细胞分化的影响1、破骨细胞数量:各组破骨细胞数目比较,F组<E组<D组<(C组<A组,B组<A组,差异有统计学意义(P<0.05),且随着HU-308浸渍浓度增加,破骨细胞的体积变小,TRAP染色变浅,破骨细胞成熟度下降;C组破骨细胞数目略低于B组,差异无统计学意义(^P>0.05)。2、破骨细胞TRAP活性:各组TRAP活性比较,F组<E组<D组<C组<B组<A组,差异有统计学意义(P<0.05),随着HU-308浸渍浓度增加,TRAP活性逐渐减低,呈剂量依赖性。3、破骨细胞CtsK、TRAP、MMP-9基因mRNA表达:(1)CtsF组<E组<D组<(C组<A组,B组<A组,差异有统计学意义(P<0.05);C组与B组比较,表达量稍下降,但差异无统计学意义(P>0.05);(2)TRAP:F组<E组<D组<C组<B组<A组,差异有统计学意义(P<0.05);(3)MMP-9:E组<D组<(C组<A组,表达量差异有统计学意义(P<0.05);E、F组之间比较,A、B组之间比较,差异无统计学意义(P>0.05);4、破骨细胞凋亡率:各组相互比较,E组>D组>(C组>A组,差异有统计学意义(P<0.05);E、F组之间比较,A、B组之间比较,差异无统计学意义(P>0.05)。结论:一定浓度的HU-308药物涂层不影响体外破骨细胞前体细胞的增殖,可直接抑制体外破骨细胞的形成、分化,下调破骨细胞CtsK、TRAP、MMP-9基因mRNA的表达水平,促进破骨细胞的凋亡,其作用呈剂量依赖性。
张晓丹[8]2013年在《钛合金微弧氧化HA膜及生物组织相容性研究》文中研究说明钛合金表面改性生成陶瓷膜是目前植入材料研究的热门儿话题，这项研究将摒弃钛合金和HA陶瓷材料的缺点，嫁接两者的优点制备出即具有良好的机械性能，其表面又具有良好的生物活性和生物相容性的植入材料。用传统的表面技术制备钛合金表面陶瓷膜大多有着基体与膜层结合强度低或者难以在膜层表面生成HA相等缺点，微弧氧化表面技术的引入有力的解决了这些难题，可以在钛合金表面原位生长出陶瓷膜，使得膜层与基体的结合强度达到一定标准。有关微弧氧化法在钛合金表面生成HA陶瓷膜的研究大多是采用后期水热、碱热处理的方式，而为了简化工艺缩短生产周期，直接在钛合金表面生成HA陶瓷膜的研究较少。本实验通过调节电解液配方，采用微弧氧化表面技术在Ti6Al4V表面直接生成HA陶瓷膜，电解液体系为Ca-Ca(H_2PO_4)_2，本实验采用的磷盐比较新颖，可以在添加剂柠檬酸的作用下使钛合金表面经微弧氧化直接生成HA相，且生成的膜层较厚，膜层表面Ca、P的含量较高。研究了电解液各参数和氧化时间对膜层的影响，将不同参数条件下制备的膜层进行XRD物相分析，膜层厚度测量，扫描电镜微观形貌分析，EDS膜层表面成分分析，以及膜层表面粗糙度、三维形貌和膜层与基体结合力分析等，最后采用植入体动物肌肉组织包埋实验对制备的膜层表面含有HA的钛合金材料进行生物组织相容性评价。结果表明：电解液PH值在5~6，Ca/P在2:1，柠檬酸含量是Ca(H_2PO_4)_2含量的0.6倍，电解液中钙含量为0.17~0.2mol/L，氧化时间15min以上时，其他电参数为电流密度0.1A/cm~2，频率150HZ，占空比12%，正脉冲数10，可以在钛合金表面微弧氧化制备出理想的HA陶瓷膜。膜层表面主要由HA相，磷酸钙和金红石组成，电解液中的柠檬酸可以促进HA的生成，降低膜层表面Al和V元素的含量；随着电解液浓度和氧化时间的增加，膜层表面HA成为主峰相，金红石峰渐渐降低，膜层厚度增大，膜层表面布满陶瓷颗粒，粗糙度增加，膜层与基体的结合力下降，但都在4N以上，因此膜层与基体具有良好的结合效果；植入体动物肌肉组织包埋实验结果表明，含有HA陶瓷膜的试样与未经表面处理的钛合金相比，其周围的肌肉组织未出现大量增生或炎症细胞，且膜层与植入前相比，表面出现N和S元素，扫面电镜结果观察到膜层表面有肌肉纤维生长。本实验在钛合金表面经微弧氧化直接制备出了含有HA的生物陶瓷膜，并通过植入体动物肌肉组织包埋实验证明了，该膜层具有良好的生物组织相容性。
参考文献：
[1]. 口腔钛种植体结构损坏及腐蚀的基础应用研究[D]. 宋应亮. 第四军医大学. 1997
[2]. 具有药物携带功能的多孔种植体及SLM制备[D]. 傅凯杰. 浙江工业大学. 2016
[3]. 激光焊接加铜中间层镍钛合金和不锈钢复合弓丝抗腐蚀性能的研究[D]. 张超. 吉林大学. 2014
[4]. 正畸常用合金在人工唾液中电化学腐蚀的研究[D]. 李娟. 福建医科大学. 2011
[5]. 牙科用钛合金组织与性能的研究[D]. 徐丽娟. 哈尔滨工业大学. 2007
[6]. 氧化锆全瓷修复体与氧化锆基台适合性的实验研究[D]. 李伟. 青岛大学. 2012
[7]. HU-308药物涂层对RANKL诱导RAW264.7向破骨细胞分化影响的实验研究[D]. 黎永奇. 广西医科大学. 2015
[8]. 钛合金微弧氧化HA膜及生物组织相容性研究[D]. 张晓丹. 吉林大学. 2013