杨晓庆[1]2003年在《医用纳米TiO_2/HA复合抗菌材料的制备与性能研究》文中提出利用溶胶—凝胶法制得纳米二氧化钛(TiO_2)胶体，用红外光谱(IR)、X射线衍射仪(XRD)等对其进行了表征。抗菌试验结果表明，纳米TiO_2具有良好的抗菌特性。同时，在不同条件下制备了纳米羟基磷灰石(HA)晶体，并用IR、XRD、透射电镜(TEM)分析和表征了HA晶体。合成的纳米HA晶体有与自然骨磷灰石晶体十分类似的组成、结构和形貌。刚合成的磷灰石沉积物比存放一段时间后的反应活性高，水热处理温度越高，纳米HA晶体生长得越大，加压条件下水热处理后的HA晶体呈棒状，常压下水热处理后的HA晶体呈针状。最后采用溶胶—凝胶法原位制备了纳米TiO_2和纳米HA复合抗菌生物材料，综合利用纳米TiO_2的耐生理腐蚀和抗菌特性，以及纳米HA的高效吸附活性，以TEM、XRD和IR对复合材料的物相、组成、结构和性能进行了分析，并用复合材料进行了抗菌实验。结果表明，纳米TiO_2/HA呈现了在纳米尺度上的均一复合，且它们之间形成了化学键合。其对大肠杆菌、金黄色葡萄球菌的抗菌效果明显。此类有抗菌性能的纳米复合材料可用于口腔修复和制备新型无机／有机纳米复合生物材料以及新型抗菌复合生物材料。
沈新坤[2]2016年在《医用钛/钛合金表面生物功能化及生物响应》文中研究指明医用钛及钛合金被广泛用作牙植入体及骨修复植入体。然而,众多研究表明:钛植入体表面的惰性二氧化钛层在一定程度上阻碍了其与周围天然骨间的骨整合,增加了植入体松动、移位的风险。该缺陷在骨质疏松及细菌感染等骨折手术并发症条件下尤其明显。因此,钛植入体表面工程的研究已成为相关领域的研究热点之一。如何表面改性钛植入体以维持良好的骨-植入体界面性能,是亟待解决的关键问题。鉴于此,我们设计并利用溶胶-凝胶及层层组装(LBL)等技术制备了系列具有促成骨、抗骨质疏松或抗菌的表面生物功能化钛植入材料,并对其体外或/和体内的生物学响应进行初步评价,主要研究内容和结论如下:1.钛材表面微/纳复合结构对骨髓间充质干细胞(MSCs)生物学行为的影响利用溶胶-凝胶技术在酸蚀钛材微结构表面构建了系列具有不同尺度纳米颗粒的微/纳复合结构,并探究其对MSCs成骨分化的影响。扫描电子显微镜(SEM)、表面分析仪、X射线衍射(XRD)、X射线光电子能谱(XPS)和接触角测试等结果表明:钛材呈现“脊-谷”特征的微结构,并有尺寸为20、40或80 nm的二氧化钛(TiO_2)纳米颗粒。文中还揭示了微/纳复合结构形成机理。体外细胞实验证实:与小尺寸纳米颗粒(20和40 nm)相比,微结构表面80 nm的TiO_2纳米颗粒可有效促进MSCs的粘附、增殖及成骨分化。2.钛材表面含锌微/纳复合结构对成骨细胞功能及新骨生成的调控利用溶胶-凝胶和旋转涂布技术在钛材微结构表面构建了系列含锌的ZnO/TiO_2涂层。SEM、表面分析仪、XRD、XPS和接触角测试等结果表明:含锌涂层已被成功构建,主要以氧化锌形式存在。体外抗菌实验证明,含锌涂层样本(Ti-Zn0.08、Ti-Zn0.16和Ti-Zn0.24)可有效地抑制金黄色葡萄球菌(革兰氏阳性)及铜绿假单胞菌(革兰氏阴性)在钛材表面的早期粘附。此外,成骨细胞活性、碱性磷酸酶(ALP)、矿化、成骨基因表达(Runx2、ALP、OPG、ColI、OPN和OC)及抗酒石酸酸性磷酸酶(TRAP)活性等体外细胞实验证实:Ti-Zn0.16具有优越的促成骨细胞增殖/分化和抑制破骨细胞生长的性能。更重要地,动物体内评价(Micro-CT分析、推出力及组织学观察)进一步证实了Ti-Zn0.16植入体可促进新骨形成。3.钛材表面TiO_2纳米管吸附阿仑膦酸钠用于抗骨质疏松植入骨质疏松病患骨植入体植入是临床面临的普遍挑战。植入体自身若具有较强的抗骨质疏松性能,则可提高骨质疏松病患植入手术的成功率。利用羟基磷灰石(HA)沉积的TiO_2纳米管吸附抗骨质疏松药物阿仑膦酸钠(Aln),制备出具有局部抗骨质疏松特性的钛植入体(TNT-HA-Aln)。Aln/钙离子释放曲线表明:随着破骨细胞分化成熟,材料中Aln的释放速率逐渐增加。此外,CCK-8、ALP、矿化、基因/蛋白表达及TRAP活性等体外细胞实验证实:TNT-HA-Aln基材不仅可促进成骨细胞的增殖和分化,而且可有效地抑制破骨细胞分化。体内实验(Micro-CT分析、推出力及组织学观察)进一步证实,TNT-HA-Aln可在骨质疏松模型中促进植入体周围新生骨的形成。4.钛合金表面插层多层结构用于抗骨质疏松植入利用层层组装技术在钛合金植入体表面构建了含透明质酸钠-阿仑膦酸钠/骨形态发生蛋白-2(SH-Aln/BMP-2)复合颗粒的插层多层结构(Ti6Al7Nb/LBL/NP)。释放结果表明,钛基材表面加载的纳米颗粒随多层结构降解而缓慢释放。体外细胞实验(CCK-8、ALP、矿化及TRAP活性等)证明:Ti6Al7Nb/LBL/NP可在促进成骨细胞增殖和分化的同时抑制破骨细胞成熟。体内实验(Micro-CT分析、推出力及组织学观察)证实了Ti6Al7Nb/LBL/NP可在骨质疏松条件下促进植入体周围的新骨生成。5.酶响应性钛纳米管抗菌材料及其抗菌性能评价细菌感染是移植失败的第二大因素。研究表明,粘附的细菌可在其感染部位分泌大量透明质酸酶。基于此,我们利用TiO_2纳米管装载天蚕肽B(CecB)并以壳聚糖/透明质酸钠-CecB多层结构封盖,制备了透明质酸酶响应性的钛基抗菌材料(TNT-CecB-LBLc)。傅里叶变换红外光谱(FTIR)和核磁共振(H-NMR)表征表明SH-CecB被成功合成。SEM、AFM、荧光标记及接触角测试等结果证明了钛基抗菌材料成功构建。释放实验结果表明,金黄色葡萄球菌和/或外源性透明质酸酶均可加速材料表面多层膜的降解,进而促进加载CecB的释放。另外,体外细菌和细胞实验证明,TNT-CecB-LBLc在金黄色葡萄球菌感染早期(4 h)及中后期(72 h)均具有较强的抗菌潜能,且具有良好的细胞相容性。6.钛基多层结构抗菌材料及其抗菌性能评价尽管上文已利用CecB开发了透明质酸酶响应性的钛纳米管抗菌材料,然而CecB的昂贵价格及温和抗菌性能在一定程度阻碍其临床应用。基于此,我们进而利用价格相对低廉的强效抗菌性抗生素(庆大霉素和万古霉素)修饰透明质酸钠。体外细菌和细胞实验结果表明,SH-Gen对金黄色葡萄球菌、大肠杆菌及成骨细胞的综合生物性能明显优越于SH和SH-Van。
严雅静[3]2015年在《金属钛表面TiO_2纳米管磷灰石复合涂层的制备与生物活性研究》文中研究说明钛及钛合金目前常作为整形外科和其它生物植入体材料,因为具有优异的力学性能而常用于需要力承载部位的植入体材料。钛表面的氧化物赋予了其生物相容性。但金属钛本身具有较低的骨传导性和抗腐蚀性的缺点,为了使金属钛获得更优异的生物学性能,不同表面改善技术被用来改善其性能,来满足实际应用的需求。羟基磷灰石(Ca10(PO4)6(OH)2,HA)目前常用于生物医学植入体的涂层材料,其化学组成和自然骨的无机成分相似,具有优异的生物相容性。为了促进HA的成核生长和增强涂层与基底的结合强度,TiO2纳米管层通过在含氟溶液中阳极氧化制得。本文在TiO2纳米管层表面通过电化学沉积法制备HA涂层,为了提高HA涂层的生物活性,Mg2+和明胶功能化氧化石墨烯(GelGO)被掺杂入HA涂层中,同时为了提高HA涂层的抗菌性,Ag和壳聚糖(CS)被成功掺入到HA涂层。利用X射线衍射谱仪(XRD),X射线光电子能谱仪(XPS),傅里叶红外光谱仪(FTIR),扫描电子显微镜(SEM)和电子能谱仪(EDS)对所制得的MgHA复合涂层,GelGOHA复合涂层,AgHA复合涂层和CSAgHA复合涂层进行表面形貌和成分结构表征。同时也研究了复合涂层的力学性能,抗腐蚀性和生物相容性。通过阳极氧化法在纯钛片表面制备TiO2纳米管。结果表明在阳极氧化电压为20V时,制备的TiO2纳米管阵列管径为100nm,排列均匀;当以350°C热处理2h后,TiO2晶型主要为锐钛矿;TiO2纳米管的建立提高了钛基底的腐蚀电阻。通过电化学沉积法在TiO2纳米管表面成功沉积了HA涂层,涂层为多孔针状结构,提高了生物相容性,利于成骨细胞粘附。另外,这种制备HA/TiO2复合涂层的方法同样适用于Ti螺钉。通过电化学方法在Ti O2纳米管表面成功制备掺镁羟基磷灰石(MgHA)复合涂层。结果显示Mg均匀分布在涂层中,涂层厚度为21.2±1.7μm。Mg2+进入到HA晶格中,部分替代Ca2+的位置,降低了磷灰石结晶度,结合强度有微弱提高。在模拟体液中浸泡和极化曲线测试实验表明涂层的生物活性和耐腐蚀性都被提高了;MC3T3-E1成骨细胞培养实验表明,Mg的掺杂没有细胞毒性,且具有良好的生物相容性。明胶功能化氧化石墨烯作为一种功能添加物,首次通过电化学阴极沉积法与HA共同沉积到TiO2纳米管表面,成功制备GelGOHA/TiO2复合涂层。通过FTIR光谱和XPS分析,证实了GelGO被成功地掺杂到HA涂层中;FESEM观察GelGOHA复合涂层的形貌发现,掺杂GelGO后,涂层呈现多孔网状结构,且涂层厚度为24.2±1.5μm,高于HA涂层的厚度,说明GelGO能够促进HA的成核生长;结合强度测试结果显示GelGOHA复合涂层的强度约为18.5MPa,这是由于GelGO复合物的添加,提高了HA涂层的韧性;GelGOHA复合涂层由于具有致密的网状结构形貌,表现出良好的抗腐蚀性;同时MC3T3-E1细胞实验表明,GelGO的掺杂能够提高HA涂层的生物活性和生物相容性。在阳极氧化处理后的Ti片上采用电化学沉积法制备Ag+掺杂HA涂层,XRD衍射谱图结果表明Ag+成功地进入HA晶格中,并替换了部分Ca2+,引起晶格畸变;Ag的XPS高分辨率谱图的拟合研究Ag在涂层的中存在形式,结果显示主要以银离子的方式存在;Ag掺杂HA涂层后,使得涂层形貌变得疏松多孔,涂层厚度为17.7±1.5μm,说明Ag的存在对HA成核生长起抑制作用;涂层与基底的结合强度相对于HA有所降低,为15.9±0.56MPa;在模拟体液中的生物活性实验和电化学研究表明AgHA涂层具有优异的生物活性和较高的腐蚀电阻;所制备的AgHA复合涂层中的Ag含量约为2.03wt%,具有优异的抗菌性,而且对MC3T3-E1小鼠颅骨成骨细胞没有表现出细胞毒性;AgHA复合涂层材料可用于生物医用领域,来抑制感染的发生。50°C下,在阳极氧化处理后的Ti片上通过电化学沉积法制备具有壳聚糖,银和羟基磷灰石的CSAgHA/TiO2生物复合涂层。FESEM观察复合涂层的形貌发现,涂层的厚度仅为6.2±0.7μm,形貌呈现多孔致密结构,晶须呈小片状,说明CS和Ag的加入,抑制了HA的成核生长;XRD和XPS结果说明Ag成功地添加到HA涂层中,且部分替代了HA晶格中Ca的位置,引起晶格畸变;FTIR光谱图证实了复合涂层主要为HA,其中CS的NH2峰也出现,证实了CS在复合涂层中的存在;在SBF中的极化曲线测试表明,HA涂层掺杂CS和Ag后,涂层的耐腐性得到提高;Ag+的释放曲线也被测试,结果表明Ag+能够保持长期稳定的释放,预示着其长期稳定的抗菌效果;在所制备的CSAgHA复合涂层中大约有1.5wt%的Ag,复合涂层对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌均有很强的抗菌性,通过比较CSHA和CSAgHA复合涂层的抗菌性,可以看出涂层中的CS和Ag在抗菌上起到协同作用;同时对MC3T3-E1成骨细胞没有明显的细胞毒性。
王鹤峰[4]2011年在《不锈钢表面氮掺杂二氧化钛薄膜的制备及其性能研究》文中研究说明由于有害细菌的传播和感染,抗菌材料的研究和应用日趋广泛。不锈钢广泛应用于食品工业、厨具、医疗卫生以及日常生活中,对不锈钢进行抗菌处理有重要的意义。本论文以提高不锈钢的抗菌性为锲入点,采用等离子表面合金化和热氧化复合处理技术在316L不锈钢表面形成N掺杂TiO2薄膜。为了对比的需要,本文也在不锈钢表面制备了TiO2薄膜。分别对薄膜的组织结构、基本力学性能、光催化性能、抗菌性能、亲水性能、摩擦性能、腐蚀磨损性能及腐蚀性能进行了较为全面系统的研究。研究结果如下：1、对改性层的组织、成分及结构进行了分析。经TiO2及N掺杂TiO2表面改性后,不锈钢基体表面均形成了均匀致密的改性层,改性层由预渗元素的扩散层或扩散层+镀层组成。扩散层中欲渗元素分布呈梯度变化,增强了改性层结合强度。2、非金属N的掺杂导致TiO2的能隙变窄和吸收边红移,扩大了光响应范围,提高了TiO2的光催化性能。在可见光照射6小时后,N掺杂TiO2对亚甲基蓝溶液的降解率是纯TiO2的1.7倍。3、抗菌试验结果表明,未改性的不锈钢不具有任何抗菌效果。TiO：和N掺杂Ti02改性的不锈钢均显示出明显的抗菌作用；改性后的不锈钢对金黄色葡萄球菌的抗菌效果明显优于大肠杆菌。N掺杂TiO2改性的不锈钢对金黄色葡萄球菌和大肠杆菌的抗菌效果最好,灭菌率分别达到100%和86%。4、通过球-盘磨损试验对改性层的摩擦磨损性能及机理进行了研究。结果表明,干摩擦条件下,与GCr15对摩,Ti2和N掺杂TiO2改性层均表现出优异的减摩和抗磨损性能；与Si3N4对摩,TiO2和N掺杂TiO2改性层虽无减摩效果,但其耐磨性较基材明显改善。改性层相对较高的硬度及与基体间良好的结合强度是TiO2和N掺杂TiO2改性层耐磨性提高的主要原因。5、电化学腐蚀测试结果表明,TiO2及N掺杂TiO2两种表面改性处理均未降低不锈钢在模拟人工体液介质中的耐蚀性,并且N掺杂TiO2改性层比Ti02改性层更具良好的耐腐蚀性能。腐蚀形貌显示：不锈钢基材表面发生点蚀,而经表面改性后的不锈钢均木发生点蚀,表现为均匀腐蚀。6、对316L不锈钢基材、TiO2和N掺杂ZiO2改性层在模拟人工体液介质中的腐蚀磨损性能进行了对比研究。结果表明,TiO2及N掺杂TiO2两种表面改性处理均有不同程度的减摩效果,抗腐蚀磨损性能明显提高,其中N掺杂Ti02改性层在模拟人工体液介质中表现出更好的抗腐蚀磨损性能。
陶志凯[5]2012年在《可降解生物材料表面改性及生物相容性研究》文中研究表明可降解生物材料表面改性已成为国内外研究的热点领域。镁及其合金有着优越的生物相容性和力学相容性，并具可腐蚀降解，在医用植入领域有着广阔的应用前景。降低它的降解速度是镁合金硬组织材料应用的关键所在。聚乳酸是一种常用的可生物降解的医用材料，生物相容性良好，降解产物无毒，已被美国食品药品管理局批准用于临床应用。然而由于亲水性差以及降解产生的酸性，其应用受到了限制。本论文以AZ31镁合金为基材，为了控制其降解速度并提高生物相容性，制备出MgO、MgO/HA、MgO/HA/PLA等一系列修饰层，利用SEM、XRD、EDS等表征了修饰层的表面形貌、厚度、相组成、元素成分。模拟体液浸泡法评估了修饰层的耐腐蚀性，成骨细胞培养证明了修饰层的生物相容性。最终优选出适当的AZ31镁合金修饰层方法。结果表明MgO/HA/PLA修饰层模拟体液中耐蚀性最好，细胞培养实验证明MgO/HA/PLA修饰层的镁合金细胞响应较裸镁合金良好，细胞更易铺展和连接。利用改进的仿生矿化法在聚乳酸上制备了纳米羟基磷灰石修饰层。具体来说，首先将NH2活性基团通过乙二胺胺解方式共价引入聚乳酸表面，然后通过一种交替浸泡方法，在一系列钙磷溶液里交替浸泡获得一层纳米羟基磷灰石。最后，SEM和AFM测试了表面形貌，改性过后表面粗糙度有了很大改观。接触角测试表明表面形貌的变化对水接触角影响比较明显。成骨细胞培养测试证明聚乳酸进一步固定羟基磷灰石之后，生物相容性得到了很大改善。另外，采用电沉积法在AZ31镁合金表面获得了透钙磷石（DCPD，CaHPO_4·2H2O）修饰层，然后，通过一种无电镀金属化方法在透钙磷石表面均匀沉积一层纳米银修饰层。利用SEM、XRD、EDS等表征了修饰层的表面形貌、厚度、相组成、元素成分。析氢法证明DCPD修饰层对镁合金具有良好的防护性，成骨细胞培养说明透钙磷石有利于成骨细胞生长，与镁合金相比，生物相容性良好，而且载银透钙磷石修饰层不仅有效抑制金黄色葡萄球菌和大肠杆菌的粘附，而且对成骨细胞没有表现出明显的细胞毒性。
谢诚[6]2012年在《组织工程牙根HA/TCP支架材料的载银抗菌策略研究》文中研究说明牙列缺损与缺失是人类口颌系统的常见病与多发病，自17世纪起，人们就在尝试用人工材料“替代”缺牙来恢复牙列的完整，在400多年后的今天，虽然修复理念从单纯保持美观演变成兼顾美观与口颌系统功能，修复材料从兽骨、象牙、木头发展成树脂、金属、陶瓷，修复工艺也由计算机仿真设计与制作逐步替代传统的手工加工，使得修复精度更高，修复效果也更为自然、逼真，但从本质上来说，这还仅仅是对牙冠部分的恢复。上世纪八十年代，瑞典骨科医生Branemark教授创立的种植体理论与技术体系，开辟了口腔颌面部“重建”修复的新纪元，但由于种植体与牙槽骨之间的骨性结合相对于自然牙与牙槽骨之间的牙周膜连接而言，对咬合力的缓冲作用大大减弱，也不能对超出生理范围的破坏性咬合力做出保护反应，达不到生理意义上的完全重建。因此，能够使缺失的牙齿自然“再生”一直是人类的一个梦想。干细胞和组织工程技术的发展为牙齿再生带来了曙光，完整牙齿包含了牙釉质、牙本质、牙骨质和牙髓等多种组织，受复杂调控因素影响，其再生稳定性和成功率还远远达不到临床治疗需求。近年来，基于叁维组织工程方法开展的牙根再生研究取得了突破性进展，2006年，Sonoyama报道通过将根尖牙乳头干细胞（SCAP）与HA/TCP支架材料复合，并在HA/TCP支架外围包裹一层复合牙周膜干细胞的明胶海绵植入小型猪牙槽骨，得到了矿化的组织工程牙根，并初步实现了组织工程牙根与牙槽骨的牙周膜性结合。然而，当课题组在对牙根进行上部结构修复后不久，便发现修复体周围牙龈结合不紧密，形成较深的牙周袋，并有炎性组织存在，类似于种植体周围炎症状，严重影响了组织工程牙根的远期疗效。因此，作为影响组织工程牙根临床应用的一个关键问题，开展其与牙龈组织的结合研究十分必要。自然牙齿与牙龈的结合包括上皮和固有层与牙齿贴附，其中上皮层主要通过半桥粒与牙釉质或牙骨质连接，而以胶原纤维为主体的固有层通过致密的结缔组织与牙槽骨和牙齿的颈部形成牢固结合，起到较强的防御作用，并抑制牙龈上皮向根向移动，由此可见固有层在牙颈部软组织封闭中起到重要的作用。从目前的研究进展来看，影响牙龈与组织工程牙根结合的最关键因素就是因细菌附着而导致的局部感染。探索一种既具备一定抗菌能力，又不影响牙龈细胞生物学活性的穿龈模式，将会有效促进牙龈与组织工程牙根的结合。银由于抗菌谱广、抗菌时间持久、不易引起耐药等优点，已经成为口腔医学领域的一种重要的抗菌剂，而且其特有的选择毒性，可以使其在对动物细胞相对安全的情况下，具备较强的抗菌能力。基于此理念，本课题组在前期成功构建组织工程牙根的基础上，对其穿龈部位的HA/TCP支架载银抗菌策略进行研究，研究分为叁部分：（1）HA/TCP材料对牙龈成纤维细胞（GFs）、牙髓干细胞（DPSCs）的生物学行为影响研究（；2）载银HA/TCP材料的构建与抗菌性能研究；（3）载银HA/TCP材料对GFs、DPSCs的生物学行为影响的研究。结果如下：1、HA/TCP材料为无毒性材料。电镜及免疫荧光染色显示，接种于HA/TCP材料表面GFs和DPSCs，细胞伸展，胞浆饱满，生长情况良好。2、用AgNO3溶液浸泡，并以紫外光照射法，可以制备载银HA/TCP材料，载银量可以通过调整浸泡的AgNO3溶液浓度来实现。载银HA/TCP的银释放在最初24h呈突释状态，但24h后呈缓慢释放，并逐渐趋于稳定，且前24h内银的突释量与载银浓度呈正相关。3、载银HA/TCP材料可以有效抑制细菌的生长，其抗菌性能与载银量呈正相关关系，但材料的最低有效抑菌浓度还有待于进一步研究。4、MTT法检测四种载银浓度的HA/TCP材料，0.5mol/L、1mol/L、1.5mol/L和2mol/LAgNO3溶液浸泡制备的载银HA/TCP的RGR值分别为83.22%，51.01%，38.67%和19.84%，根据细胞毒性分级，0.5mol/L组试样的细胞毒性分级为1级，为轻度毒性，生物安全性合格；1mol/L组试样的细胞毒性为2级，属于中度毒性，其余2组试样的细胞毒性分级为3级和4级，属于重度毒性，除0.5mol/L组外，其余叁组载银试样的生物安全性均不合格。5、免疫荧光染色显示，接种于0.5mol/L组试样的GFs生长状态基本良好，有少部分细胞溶解成碎片，接种于其余叁组的GFs细胞出现大部分的溶解，提示0.5mol/L组试样与GFs具有较好的生物相容性；接种于0.5mol/L组试样的DPSCs生长情况与GFs相似，有个别细胞溶解呈团块，接种于其余叁组的DPSCs大部分出现溶解，提示0.5mol/L组试样与DPSCs具有较好的生物相容性。
参考文献：
[1]. 医用纳米TiO_2/HA复合抗菌材料的制备与性能研究[D]. 杨晓庆. 四川大学. 2003
[2]. 医用钛/钛合金表面生物功能化及生物响应[D]. 沈新坤. 重庆大学. 2016
[3]. 金属钛表面TiO_2纳米管磷灰石复合涂层的制备与生物活性研究[D]. 严雅静. 电子科技大学. 2015
[4]. 不锈钢表面氮掺杂二氧化钛薄膜的制备及其性能研究[D]. 王鹤峰. 太原理工大学. 2011
[5]. 可降解生物材料表面改性及生物相容性研究[D]. 陶志凯. 河南师范大学. 2012
[6]. 组织工程牙根HA/TCP支架材料的载银抗菌策略研究[D]. 谢诚. 第四军医大学. 2012
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