周建伟[1]2004年在《可控应变细胞加载装置的研究》文中认为本文针对现代生物力学中的细胞力学研究新方向，通过理论推导、计算与实验分析，在离体细胞培养的力学环境实验技术上进行了比较深入的研究。 作者在细胞力学的研究方法与进展，特别是离体细胞培养中的力学实验技术作了系统论述与归纳基础上，设计研制了分别对应于细胞生理和病理状态“小变形双轴应变”和“大变形单向拉伸”两套可控应变细胞加载新装置。为指导设计并完成应变标定，用理论计算、有限元分析和应变电测方向分析了小变形装置的力学参数。论文期间，协同研制成一种光力学非接触变形测量新系统(ZM-PD-1型数字散斑位移测定仪)，解决了大变形装置中硅材料细胞培养膜力学常数测定的难题，该技术在测定中零加强效应和高精度的特点，特别适合柔性、传感元件不能安装对象的力学测量。同时，相关的阶段性成果已有2篇论文发表。 最后，根据科研样仪的初步试用，分析提出了深化研究的若干意见。
徐百耀[2]2007年在《机械拉伸作用调节大鼠骨髓间充质干细胞向肌腱成纤维细胞定向分化的实验研究》文中研究指明腱/韧带是坚韧的结缔组织,它们通过其结构、力学性质和外形的变化以响应外力的刺激,在运动中起着重要作用,但活动范围超过极限或拉扯过剧,腱/韧带常常会受到损伤甚至断裂,严重影响人们的健康。腱/韧带损伤的治疗目前仍然是整形外科中具有挑战性的问题,比如如何加快治疗速度、提高治疗质量直至完全治愈等等,都是临床上亟待解决的难题。骨髓间充质干细胞(Mesenchymal stem cells, MSCs)是一类具有增殖和多向分化潜能的特殊细胞群。在某些特异诱导条件下,骨髓间充质干细胞在体外可增殖并分化为成骨细胞、软骨细胞、脂肪细胞和肌肉细胞等。这种分化可塑性为弥补临床上腱/韧带组织的缺乏带来了希望,使腱/韧带创伤的更好治疗甚至组织工程化成为可能。但关于力学加载调节骨髓间充质干细胞向肌腱成纤维细胞定向分化的研究工作,至今尚未见详细报道。为此,本文研制一种细胞体外拉伸加载的装置,研究机械拉伸对骨髓间充质干细胞定向分化的调节作用,寻找调节骨髓干细胞定向分化为腱/韧带成纤维细胞的机械拉伸加载条件,并采用分子生物学等手段对分化过程中的标志基因Collagen I (Col I)、Collagen III (Col III)、Tenascin (TNC)、Scleraxis(SCX)的表达变化进行定量描述。主要研究工作和结果如下:①大鼠骨髓间充质干细胞(rat bone marrow mesenchymal stem cells, rMSCs)的原代分离培养利用密度梯度离心结合差异贴壁法进行rMSCs的原代分离培养,结果表明:1.073g/ml的percoll密度梯度离心结合差异贴壁分离得到的细胞为形态比较均一的单核细胞,用含10%胎牛血清(Fetal bovine serum,FBS)的DMEM培养基培养24 h后细胞开始贴壁,继而分裂增殖,呈集落式生长,约2周后接近融合,呈纺锤形或长梭形的成纤维细胞样形态。其间有漂浮不贴壁的造血细胞等杂细胞,在反复换液中被除去。传代后细胞贴壁、生长较快,约一周可达到融合,呈长梭形或纺锤形均匀分布。考马斯亮蓝观察细胞骨架结构,发现骨架蛋白呈蓝色束状,而且其走向和细胞长轴平行。②rMSCs的鉴定和周期分析利用免疫染色方法考察了分离培养的细胞表面部分抗原的表达,利用流式细胞技术分析了细胞周期的分布。结果发现:细胞表面抗原CD34(造血干细胞标记物)呈阴性;CD44和CD29呈阳性表达。细胞周期分析显示G0/G1期细胞占(89.74±3.87)%,S期细胞占(2.49±2.2)%,G2/M期细胞占(7.7±3.7)%,表明大部分细胞处于非增殖状态。③机械拉伸加载装置的加工制作根据基底膜形变原理,自行研制了单轴细胞拉伸装置。实验装置由控制系统、机械系统、电机系统、冷却系统和培养腔五个部分组成,实现拉伸-保持-恢复-保持-拉伸的单轴周期性拉伸加载方式。系统的综合评价表明:该装置运行稳定,温度可控,拉伸频率及应变大小可调(频率范围0.01-1.5HZ,应变范围0-50%),拉伸时间人为控制,操作简便,可对细胞进行不同频率、时间和应变大小的拉伸加载。④拉伸加载对rMSCs向肌腱成纤维细胞定向分化的诱导本文考察了rMSCs在频率0.1Hz、形变大小10%的单轴纵向周期拉伸加载条件下的形态变化和相关基因的表达。结果表明:持续拉伸加载24 h,rMSCs排列开始发生变化,拉伸48 h,细胞变得细长,其排列方向和拉伸方向成60o至90o夹角,大部分细胞垂直于受力方向排列。RT-PCR分析发现,和对照组(同样条件的静态培养)比较,拉伸加载24 h,Col I和Col III表达明显增加,但实验组和对照组均没有表达TNC和SCX。拉伸加载48h, Col I和Col III的表达回到对照组水平,但TNC和SCX在拉伸组rMSCs中表达,而对照组不表达TNC和SCX。结果表明,拉伸加载24 h,Col I和Col III在rMSCs中的表达迅速增加;拉伸加载48h,肌腱细胞特异标记基因TNC和SCX等开始表达,表明rMSCs向肌腱成纤维细胞定向分化。实验还进行了大鼠肌腱成纤维细胞的原代分离培养,检测了大鼠肌腱细胞相关标志基因的表达情况。RT-PCR分析结果发现,肌腱成纤维细胞大量表达Col I和Col III,弱表达TNC和SCX。本文的研究结果对定量认识机械拉伸调节骨髓间充质干细胞向肌腱成纤维细胞定向分化及其相关规律有重要意义,为临床上腱/韧带创伤的治疗及其组织工程化提供了定量的参考依据。
刘易军[3]2009年在《人工加载对废用性骨质疏松大鼠胫骨影响的实验研究》文中研究说明骨质疏松症是一种以骨量减少，骨组织微观结构退化（骨小梁变细，断裂，数量减少；皮质骨多孔，变薄）为特征的，致使骨强度下降、脆性增加、骨折危险性增高的一种全身性骨骼疾病。随着世界范围内的人口老龄化问题的逐年加重，老年人口在总人口中的比重不断上升；而现代化交通工具及设备（如汽车、电梯等）的日益普及，使人们在日常生活中的运动量将逐渐减少，因此，可以预计今后中老年人的骨质疏松症的发病率将会逐年增高。人类对骨生物力学与骨生物学的研究已进行了一百多年，对骨的功能适应性的研究已经取得了巨大的成就，然而，影响骨代谢的生物学因素与力学因素在骨组织代谢的调控系统中的耦联关系仍不十分清楚，针对骨质疏松的生物医学和力学研究相脱节，至今，国内外仍未见骨质疏松计算模型的报道，阻碍着对骨质疏松症的深入研究和防治。本论文是国家自然科学基金资助项目“骨质疏松的力学-生物学因素耦联关系及计算机模拟（10372034）”中有关骨质疏松中力学-生物学因素耦联关系系列研究的一部分，进行了一系列针对骨质疏松的动物试验，主要内容包括：1 .废用性骨质疏松大鼠动物模型的制作：采用尾部骨牵引悬吊饲养的方法，制作了大鼠后肢废用性骨质疏松模型。2 .动态活体加载装置的研制及活体加载时大鼠胫骨力学性质的研究：研制成功了一种可用于对大鼠等小型动物进行人工加载的加载装置，并对活体状态下大鼠胫骨应变与外部载荷之间的关系进行了探索研究。3 .人工加载对悬吊大鼠胫骨力学性能影响的实验研究：采用自行研制的加载装置对悬吊大鼠后肢进行不同大小载荷的人工加载，4周后对各组大鼠胫骨皮质骨及松质骨进行压缩试验，结果表明悬吊加载各组大鼠胫骨皮质骨及松质骨力学性能显着优于悬吊组，与对照组相比无显着差异。4 .人工加载对悬吊大鼠骨组织形态计量学影响的实验研究：采用显微CT扫描的方法对上一实验各组大鼠胫骨近端松质骨进行组织形态计量学测试，结果表明悬吊加载各组大鼠胫骨松质骨组织计量学指标显着优于悬吊组，与对照组相比无显着差异。通过上述一系列试验，我们得到了以下结论：1 .通过尾部悬吊的方法可以制作大鼠后肢废用性骨质疏松模型；2 .本论文实验设计的加载装置可安全、有效地对活体大鼠进行可控的人工加载；3 .人工加载可以显着改善悬吊大鼠胫骨的力学性能及组织形态计量学指标；4 .大鼠胫骨的中段密质骨的骨重建阈值MESr约为90με左右。
张燕[4]2010年在《叁维培养条件下动态载荷对MC3T3-E1成骨样细胞生物学效应影响的研究》文中提出研究目的本文采用智能材料-压电陶瓷装置,通过检测MC3T3-E1成骨样细胞增殖活性、细胞分化特异基因表达探讨叁维培养条件下细胞对不同力学强度的生物学响应。材料与方法1.采用冷冻干燥制备不同质量比壳聚糖/羟基磷灰石/脱钙骨基质(chitosan/hydroxyapatite/demineralized bone matrix, CS/HA/DBM)复合支架材料。扫描电镜(scanning electron microscopy, SEM)观察其形貌,Micro-CT分析支架的微结构,材料试验机测试不同质量比CS/HA/DBM复合材料的压缩弹性模量和压缩强度。采用体外培养细胞的方法,将成骨前体细胞MC3T3-E1直接接种到CS/HA/DBM叁维支架材料上,共培养1、3、5、7d,采用MTS方法绘制细胞增殖曲线,SEM、组织化学染色观察细胞形态。选择后期实验用材料及最佳加载时间。2.采用有限元(finite element, FE)分析方法计算叁维(three-dimensional, 3D)支架内部单个细胞所受到的作用力大小及相关力学参数,根据此数据来优化工程化骨组织体外构建的力学刺激条件,采用智能材料-压电陶瓷对细胞-支架材料复合物进行力学加载。3.根据CS/HA/DBM复合支架材料生物相容性研究结果和实验室前期结果,将加载条件设定为每次1h,1次/d,连续6d,频率为1Hz,工作应变为0με、1200με、2800με、7000με,用MTS检测细胞增殖情况,采用RT-PCR方法测定特异基因骨形态发生蛋白-2(bone morphogenetic protein-2, BMP-2)、Runx2或称核心结合因子(core bindingfactor al,Cbfa1)、碱性磷酸酶(alkaline phosphatase, ALP)、I型胶原(collagen type I, Col I)及骨钙素(osteocalcin, OCN)的基因表达情况,采用Western Blot方法测定BMP-2、Runx2的蛋白表达情况。研究结果1.通过冷冻干燥法制备出具有良好相互连通孔隙结构(>100μm)的3D材料。CS/HA/DBM复合材料具有连通的多孔结构,孔隙率为48%-65%,材料的平均压缩模量和最终压缩强度分别为3– 6 kPa和11– 24 kPa。在DBM一定的情况下,随着HA量的增加,体积分数(volume fraction)增加,支架孔壁厚度(trabecular thickness, Tb.Th)和支架孔隙间隙(trabecular separation)增加,但支架表面积/体积比(bone surface/volume ratio, BS/BV)减少,总的孔隙率(total porosity)降低。2.参照生理载荷范围,根据有限元计算的支架材料内部应变分布,确定实验表观加载应变为0με、1200με、2800με、7000με。施加1200με表观加载应变时,内部应变60%在1000με-2000με之间,但主要集中在1000με;施加2800με表观加载应变时,内部应变60%在1000με-2000με之间,但主要集中在2000με;施加7000με表观加载应变时,内部应变60%大于5000με。四组样品在支架孔壁处存在应力集中现象。3.细胞增殖曲线说明7000με的压缩应变抑制细胞增殖。与静态培养相比,在1200με、2800με的压缩应变作用下,细胞增殖速度快,数量增多。4. RT-PCR以及Western Blot结果显示,与静态培养组相比,1200με、2800με压缩应变促进了成骨分化特异基因BMP-2、Runx2、ALP、Col I及OCN的表达,2800με压缩应变条件下表达最强,而7000με压缩应变抑制其表达。研究结论1.六种材料中3 wt% HA材料组具有理想的孔隙结构(>100μm)。MC3T3-El成骨前体细胞易在CS/HA/DBM叁维支架材料上黏附、增殖,表明该支架材料具有良好的生物相容性。根据材料结构参数、力学特性及细胞相容性结果确定质量比3:3:1.5组的支架材料作为后期实验材料。根据细胞增殖曲线确定压缩应变时间为6d。2.压缩应变可促进成骨,为研究力学作用增加骨强度提供了一个分子模型。合适的力学刺激作用下细胞的生物学响应表明力学刺激在促进骨折愈合中的重要性。研究结果还表明超生理力学刺激抑制细胞的增殖。3.通过有限元分析方法得到了支架材料局部各处的应变分布,计算出细胞在叁维培养条件下受到的主要的力学作用,确定表观加载应变。合适的力学刺激(1200με、2800με)作用下促进细胞的增殖分化,而超生理力学刺激(7000με)抑制细胞增殖。由此说明利用有限元分析方法探索骨组织工程中的微观力学环境是一种较为有效的途径。
陈效[5]2008年在《单轴拉伸装置中硅胶膜的应力分析及静态拉伸对ECV-304细胞形态的影响》文中研究表明基底形变加载装置是目前比较常用的细胞加载方式,它包括单轴拉伸,等双轴拉伸和四点弯曲梁叁种。这几种类型细胞加载装置,均可设置一定的拉伸率,黏附在加载基底材料上的细胞承受的应力情况如何,以及基底材料各个部分的应变如何,现在已经有一些报道,但是有关单轴拉伸的情形研究得比较少。研究硅胶膜在单轴加载过程中应力和位移的分布规律,可以给有关单轴拉伸应变的细胞实验提供重要的理论依据。本文首先自行设计了一套单轴拉伸装置,该装置能对体外培养的细胞施加定量的应变,。按照我们实验的设计,该装置可对应变的大小和拉伸的方式(静态拉伸、静态松弛、周期拉伸)进行调节,具有良好的无菌环境和稳定性,能进行大面积的细胞培养,满足各种生化指标的检测的要求。其次,推导出了一个应力分布数学模型,虽有一定程度的误差,但可以用作定性分析;在定量分析部分利用有限元分析软件ABAQUS6.7建立了有限元模型,得到了精确的von Mises应力分布和位移分布。结果显示:应力极大值始终出现在硅胶膜的两个约束端的端点区域(四个角),而极小值出现在两个约束端的中部。随着应变率的增大,中央区开始出现并逐渐增大,最后融合在一起,并向周围扩展,过渡区最后变成细环状环绕在中央区的外围;在拉伸率递增过程中边缘区的大小没有明显变化。位移的变化规律比较一致,均表现为由固定端向动端移动的过程中,位移逐渐增加,到动夹边缘达到最大值,位移由小到大是一个渐变的过程,等值区域呈现规则的长条形,与硅胶膜长轴垂直。细胞实验结果表明,对接种于硅胶膜上的ECV—304细胞施加10%的静态拉伸。比较静态细胞与静态拉伸后15分钟细胞长径、短径,长短经比值发现,细胞在静态拉伸后,细胞在长径方向上有一定程度的增加,短径减小,经T检验,二者之间有差异(0.05 何辉[6]2004年在《细胞力学实验方法研究：压力加载及改进的膜式张应变加载》文中指出细胞力学是细胞工程学和组织工程学的基础，是现代生物力学发展十分迅速的一个前沿领域，涉及载荷作用下细胞、细胞膜、细胞骨架的变形、弹性、粘弹性、粘附力、表面张力等力学性能的研究，以及机械力对细胞的形态、结构、功能及生长的影响。由于在体环境异常复杂，细胞生理或病理现象的研究仍依赖于细胞体外分离和培养技术，因此，构建细胞体外加载实验系统是目前研究细胞的力学响应机制的主要途径。 本文基于细胞力学研究的需要，开展了细胞压力加载实验系统的研究，并改进膜式细胞张应变加载系统。论文研究的主要内容及特色如下： (1)针对细胞力学研究现状，分析国内外相关文献资料，总结现有细胞力学实验方法，特别是对细胞压力加载及膜式张应变加载方法进行了综述。 (2)针对现有的细胞压力加载实验装置不便于对细胞形态进行实时观测的不足，本文基于细胞力学研究的需要，并综合考虑细胞培养要求，建立了细胞压力加载实验系统：设计和制作压力腔及其配套装置，提出以数据采集系统为核心的测控平台构想。 (3)本文通过对压力载荷下成骨细胞及细胞骨架形态的实验研究，验证压力加载系统的可行性。实验表明，系统能满足细胞培养要求，具有良好的生物相容性；实验各组细胞随加载时间的延长，细胞形态发生了变化，与对照组相比，表现为细胞扁平、变大：实验组成骨细胞细胞骨架中微丝发生延展，骨架蛋白排列较为松散，肌动蛋白纤维未发生断裂；成骨细胞Ca~(2+)荧光强度明显高于对照组，表明成骨细胞受机械压力后胞内ca2+浓度明显增高;系统能提供较宽范围的应力水平，符合多种实验研究的需要，并为今后细胞力学实验提供较宽范围的加载频率。 (4)针对实验室已有的膜式张应变系统存在的问题(主要针对细胞培养要求)，本文对该系统加以改进;针对原系统实验时计算机只能获取培养膜下的压力数据，而无法得到膜位移及应变的不足，本文设计了一套压力一位移测定装置。 (5)本文通过对膜式张应力环境下成肌细胞的形态学研究，一方面验证了改进的膜式细胞加载系统的可行性:系统能满足细胞培养要求，具有良好的生物相容性，而且系统能提供基底拉伸应变指标，标定脉动液压曲线，为细胞培养膜的叁维有限元分析提供参照数据;另一方面，实验结果表明，实验组细胞随加载时间的延长，细胞形态发生明显变化，与对照组相比，表现为细胞变长、变大，细胞核定向排列，细胞长轴顺着应变场方向。关键词:细胞力学细胞压力加载实验系统实时观测膜式张应变加载系统压力一位移测定装置 魏严[7]2008年在《体外培养心肌细胞对力、电刺激的生物学响应的研究》文中进行了进一步梳理分离培养后4～6 h贴壁生长,光镜下可见其由圆形变为梭型、长杆状和多角型,边界逐渐清晰。24 h后可见单个细胞的搏动,搏动频率在31～86次/min之间,3 d后可见细胞伸出伪足交织成网,形成细胞簇。静态培养的3～15 d中,接种密度为2×10~5/cm~2和4×10~5/cm~2的细胞活力始终保持平稳上升。2.基底膜拉伸装置可施加强度0～30%,频率0～2 Hz的拉伸应变。硅胶膜受到0～30%的拉伸应变时,载荷-位移曲线重复性良好;装置连续运行1周,活动部位润滑良好,硅胶膜夹持部位无松动和滑动现象,电机温升小,控制系统未出现过热、紊乱、程序跑飞和暂停现象,数码管显示正常;细胞培养2周内生长状态良好,无污染。3.频率1 Hz,刺激4 d过程中,4%和8%应变组的LDH含量和PI染色阳性率无明显变化,葡萄糖比消耗速率(Q_(Glu)),乳酸比生成速率(Q_(Lac))和聚合态微管蛋白(β-tubulin)含量均高于对照组,其中8%应变组与对照组相比有显着性差异(P＜0.05),镜下观察细胞胞体变长,由原来的多角形趋向于杆状,边界清晰,大部分胞体形成与拉伸方向近似45°角或垂直于受力方向的排列。12%应变组的LDH含量和PI染色阳性率明显升高,Q_(Glu)和Q_(Lac)下降(P＜0.01),β-tubulin含量虽高于对照组,但已低于8%应变组,镜下观察发现部分胞体崩解,细胞搏动减慢或停止。应变强度8%,刺激4 d过程中,0.5～1.5 Hz组的LDH含量和PI染色阳性率无明显变化,Q_(Glu),Q_(Lac)和β-tubulin含量均高于对照组,1 Hz组的升高最明显。2 Hz组的LDH含量和PI染色阳性率升高明显,Q_(Glu),Q_(Lac)和β-tubulin含量均下降。4.自行研制的电场发生器可施加方波、正弦波、叁角波、脉冲波四种波形。其中脉冲波形输出频率范围为0.1 Hz～1 KHz,脉冲作用时间调节范围为10 us～10ms。输出波形峰峰值从0.1～25 V可调。连续运行1周后,电极及导线无锈斑和腐蚀现象,控制系统未出现过热、紊乱、程序跑飞和暂停现象,数码管显示正常:心肌细胞在该装置中连续培养2周,细胞完全融合生长,同时没有被污染。5.电脉冲频率1 Hz,场强2.5～7.5 V/cm组的细胞搏动频率、Q_(Glu)和Q_(Lac)较对照组高,但均无统计学差异,7.5 V/cm组心肌细胞β-tubulin含量较对照组升高最明显。10 V/cm组的PI染色阳性率和培养液中LDH含量有大幅度的上升,Q_(Glu)和Q_(Lac)略低于对照组,镜下观察细胞内产生空泡,部分细胞停跳。场强7.5 V/cm,0.5～3.0 Hz组的LDH含量和PI染色阳性率无明显变化,细胞搏动频率较对照组高,Q_(Glu)和Q_(Lac)无明显升高,β-tubulin含量较对照组升高,其中7.5 V/cm组升高最明显。3.5 Hz时,细胞浆内易产生空泡,PI染色阳性率和LDH的含量明显升高,证明已对部分细胞造成损伤。研究结论:1.原代培养的心肌细胞活力较高,搏动良好,2×10~5/cm~2和4×10~5/cm~2的接种密度有利于长时间保持细胞活力的稳定。2.基底膜拉伸装置和电场发生器性能稳定,可控性好,无菌环境良好,满足细胞体外力、电加载实验需要。3.拉伸应变可对心肌细胞的形态和排列方式产生影响,适宜的拉伸应变可促进心肌细胞的葡萄糖、乳酸代谢以及细胞内微管聚合,是心肌细胞收缩增强的佐证。8%,1 Hz的应变作用最明显。4.1 Hz,5～7.5 V/cm或7.5 V/cm,1～3 Hz的电刺激可使细胞搏动频率升高,聚合态微管蛋白含量增加,葡萄糖、乳酸代谢率也有升高趋势,可能有利于心肌细胞的体外培养;电刺激强度过高(1 Hz,10 V/cm或7.5 V/cm,3.5 Hz)可对细胞造成损伤,表现为胞浆内空泡增多,细胞停跳,LDH含量和PI染色阳性率升高。 周菁[8]2006年在《应力对植物细胞形态、生长及发育的影响》文中研究表明为了在复杂多变的环境中获得较为适宜的生存条件，植物必须对外源性和内源性的刺激做出应答：将化学或者物理的环境因素转化为生物信号并最终导致其生长的变化。植物细胞对力学因素高度地灵敏和易感，暴露于应力作用下会急剧地诱使细胞生长过程中形态和发育的改变。基于植物体及组织水平的植物应激响应研究背景，本文从“应力—生长关系”入手，以单个的植物细胞为研究对象，并以微应力加载和分析系统为实验平台，在可控应力环境下，研究了细胞膨胀、细胞分裂、细胞壁发育等形态学变化和生理活动，其研究结果为阐明力学因素在植物生长与发育过程中的调节和诱导作用以及采用力学刺激方法改变植物生理状态的可能性提供了直接的实验证据，并且为验证细胞决策影响组织图式和植物个体发育这一假设从而探讨植物细胞与植物体之间交互作用关系提供了全新的思维方式和研究手段。 1、自主设计和开发了离体细胞微应力加载和分析系统(已申请国家发明专利)。该系统包括一台小型微应力施加和测量设备，由应力加载单元、应变监测单元、数据采集和处理单元，以及反馈控制单元构成。原生质体和具有完整细胞壁的细胞被分别包埋于凝胶块内并置于该装置的工作台上，通过可移动的施压挡板和固定的竖直挡板之间的相对位移对凝胶块进行挤压，从产生持续的单轴加载。加载一定时间后将凝胶块取出，浸没于液体培养基中培养数天后切片并进行细胞的形态学分析。在此我们将细胞-凝胶块理想化为一种均质、各向同性的线弹性材料，并采用基于有限元方法的软件ABAQUS对其受力过程进行计算机模拟和应力场分布尤其是主应力轨迹的分析。 2、研究证实了植物单细胞具有以定向性的伸长响应于力学刺激的能力。研究发现：受到应力刺激的原生质体倾向于以60～90°于应力张量的主方向伸长，应力强度与原生质体的定向性伸长趋势遵照非线性的剂量依赖关系，提示发生在原生质体细胞壁再生前的机械扰动将会有助于细胞形状的建成；这种倾向性的伸长响应会受到40μmol L~(-1)含Arg-Gly-Asp(RGD)序列的多肽的抑制，而它的反序列DGR则不具有这种作用，这可能是凝胶包埋原生质体的方式允许了原生质体与胞外凝胶基质的跨膜黏附复合体的形成，这种复合体将原生质体锚定于它们的胞外基质并向胞内传递外部的力学信号；但是，这样的黏附复合体将会因为RGD肽的加入而无法形成，从而影响到了细胞对力学刺激的响应。 3、研究了壁/膜黏附和完整的微管细胞骨架对植物细胞响应于力学刺激的定向性生长的贡献，以及力学刺激能够触发单个的植物细胞细胞壁发育的变化。研究 曾强成[9]2007年在《谷氨酸受体在成骨细胞力学信号转导中作用的研究》文中研究表明目的：研究骨髓间充质干细胞D1和成骨细胞MC3T3-E1、MC3T3-E1 subclone 14在基底应变作用下NMDA型谷氨酸受体(NMDAR)的表达情况，探讨NMDAR在成骨细胞力学信号转导的作用和相关的信号通路。方法：采用RT-PCR技术，免疫荧光染色技术，蛋白免疫印迹技术和体外细胞循环拉伸基底应变刺激的方法，鉴定在骨髓间充质干细胞D1和成骨细胞MC3T3-E1、MC3T3-E1 subclone 14细胞系中NMDAR的表达情况，研究MC3T3-E1 subclone 14细胞的力学响应；利用NMDAR非竞争性抑制剂MK801、细胞外钙离子内流信号阻断剂EGTA、细胞微丝骨架阻断剂细胞松弛素D单独应用和联合应用的方法，以RT-PCR、WESTERN-BLOT技术研究NMDAR参与力学信号转导的作用和相关的信号通路。结果：骨髓间充质干细胞D1和成骨细胞MC3T3-E1、MC3T3-E1 subclone 14叁个细胞系均表达NMDAR必须亚基1(NR1)和不同的亚基2(NR2A-D)；转录因子AP-1、CBFA1／RUNX2参与了力学信号转导的信号通路；阻断NMDAR，阻断细胞外钙离子内流，阻断细胞微丝骨架，都分别部分的抑制了力学刺激诱导的ERK1／2信号通路的激活，而分别联合应用MK801+EGTA、MK801+CYTO D阻断剂时则都基本抑制了力学刺激诱导的ERK1／2信号通路的激活。结论：NMDAR在成骨细胞MC3T3-E1、MC3T3-E1 subclone 14、骨髓间充质干细胞D1中表达，并在成骨细胞MC3T3-E1 subclone 14发挥功能，参与了成骨细胞的力学信号转导过程；NMDAR、细胞微丝骨架、细胞外钙离子内流耦联的信号通路参与了力学信号转导过程，并以共同作用的方式介导力学信号转导。 王金雪[10]2010年在《组织工程骨力学性能测试装置的研制》文中研究表明人体由于创伤、感染、肿瘤、先天畸形等各种原因引起的骨缺损及功能的丧失常需要植入替代物加以修复。目前,存在的自体和同种异体骨移植虽已在临床应用多年,但是效果不太理想。随着细胞培养技术的飞速发展,组织工程化人工骨为其提供了一条新的解决途径。研究一种理想的人工骨替代物已成为临床骨科、组织工程关注的重大课题。组织工程骨的功能之一是实现与天然人骨相当的力学性能,研究组织工程骨的力学性能对骨替代物的移植有重要的意义。本文自行研制了组织工程骨的力学性能测试装置,采用压电陶瓷致动器作为装置的驱动力源,运用压电陶瓷的逆压电效应,调节控制材料压缩变形,配合压力传感器可精确测量施加给组织工程骨的载荷。运用有限元软件ANSYS对测试装置进行了振动模态分析,以获得试验机合适的工作频率范围。为对位移、压力传感器测试到的数据进行采集和分析,基于HK-PCI811高速采集卡,应用C++builder语言开发了位移、压力数据采集及处理系统。在用户界面上对系统程序稍加修改,即可用于其它传感器的数据采集,方便快捷。利用所研制的新型力学性能测试装置测试并比较了几种骨组织工程材料的动态力学性能。首先对材料的位移、压力测试数据利用Origin7.5进行处理,得到其动态的应力-应变曲线,适当选取应力应变曲线的弹性段和起始点,再利用最小二乘法对数据进行处理,得到材料的动态表观弹性模量。材料动态力学性能实验结果表明所研制的测试装置适合组织工程骨力学性能的测试。 [1]. 可控应变细胞加载装置的研究[D]. 周建伟. 浙江大学. 2004 [2]. 机械拉伸作用调节大鼠骨髓间充质干细胞向肌腱成纤维细胞定向分化的实验研究[D]. 徐百耀. 重庆大学. 2007 [3]. 人工加载对废用性骨质疏松大鼠胫骨影响的实验研究[D]. 刘易军. 吉林大学. 2009 [4]. 叁维培养条件下动态载荷对MC3T3-E1成骨样细胞生物学效应影响的研究[D]. 张燕. 中国人民解放军军事医学科学院. 2010 [5]. 单轴拉伸装置中硅胶膜的应力分析及静态拉伸对ECV-304细胞形态的影响[D]. 陈效. 重庆大学. 2008 [6]. 细胞力学实验方法研究：压力加载及改进的膜式张应变加载[D]. 何辉. 四川大学. 2004 [7]. 体外培养心肌细胞对力、电刺激的生物学响应的研究[D]. 魏严. 中国人民解放军军事医学科学院. 2008 [8]. 应力对植物细胞形态、生长及发育的影响[D]. 周菁. 重庆大学. 2006 [9]. 谷氨酸受体在成骨细胞力学信号转导中作用的研究[D]. 曾强成. 中国人民解放军军事医学科学院. 2007 [10]. 组织工程骨力学性能测试装置的研制[D]. 王金雪. 哈尔滨工业大学. 2010 标签：仪器仪表工业论文; 力学论文; 拉伸运动论文; 应力强度因子论文; 应力应变曲线论文; 应力集中论文; 细胞分化论文; 应变速率论文; 应力状态论文; 抗拉强度论文; 拉伸论文; 参考文献：