顾宏林,昌耘冰[1]（2021）在《颈椎前路局部自体骨椎间植骨的应用进展》文中研究说明颈椎前路减压融合术（anterior cervical decompression and fusion,ACDF）是治疗颈椎间盘退行性疾病常用的手术方法[1],手术成功关键不仅依赖于充分减压,还在于坚强的椎间融合[2]。椎间植骨融合材料经历了不断演变,最初使用自体髂骨移植,因费用低、融合率高、疗效确切,被视为颈前路手术植骨的"金标准"。然而因供骨区并发症（出血、感染、疼痛等）,增加了患者痛苦及住院时间[3,4]。随后应用的椎间融合器虽可减少取骨量,但仍需植入少量自体骨,不能有效避免上述并发症[5]。
刘香笈[2]（2021）在《一种Ba/Mg共掺杂羟基磷灰石的合成与其复合材料在骨修复中的研究》文中进行了进一步梳理骨骼作为人体内的刚性器官,主要由有机质的胶原蛋白与无机的磷酸钙矿物陶瓷组成。这种特殊的结构和成分组成确保其既可以支持和保护人体内脏器官,又可以方便各种人体的活动。虽然不同物种、类型的骨骼在宏观结构上各有不同,但是其基本组成结构都是骨骼在形成过程中矿化的胶原纤维。在人体中,骨骼不同的硬度决定了其不同的功能。例如长骨骨骼矿物质的组成含量超过了20%,具备吸收能量的能力,使其保持轻盈便于移动。在健康的情况下,骨骼具有自主愈合的能力。在骨骼形成之后,骨骼就会通过骨生长和骨重塑两个过程保持一种动态的稳定,包括骨折之后的愈合也是如此。一方面,在骨骼的生长过程中,新生骨骼的形成无骨吸收的参与。而在骨重塑的过程中,骨形成是在骨骼被吸收之后进行的。另一方面,骨重塑也是一个终身持续的过程。从生命的早期开始,通过不断的使用新生骨替代受损骨来完成动态平衡。这种动态平衡有效的防止了除超出负载强度引起的骨质,或循环载荷下的骨缺损。然而在临床工作中,出现骨折缺损较大（即超过临界尺寸的骨折,周围环境严重受损）或情况复杂的时候,骨骼可能无法自然愈合,这会导致骨折不愈合的情况发生。除此之外,糖尿病、一些遗传因素和不良的生活方式（如吸烟或酗酒）等会增加产生延迟愈合和骨折不愈合的风险,早期不适当的骨折治疗方式也可能导致一些并发症和骨折不愈合的产生。这些不良的健康状况通常会导致骨骼周围血管化不良或中断,新形成的骨祖细胞数量不足,以至于自然愈合过程失败。除骨折之外还存在另外一些需要骨组织愈合的适应症,例如肿瘤清除引起的骨质缺陷,感染,以及越来越多的假体、假肢需求。此外,腰痛也成为整个社会的共同负担,其往往与骨关节炎与腰椎退行性病变有关,严重受损的关节和退行性病变可能需要椎间融合器。关节病最常发生在脊柱,手,踝关节等部位,上述所有情况都需要骨组织填充材料或自体骨桥接。骨移植手术是骨外科中治疗骨修复困难最常用的手段,在全世界范围内每年的平均移植量超过200万台。目前在临床上,骨移植手术根据移植物的不同分为2种主要类型,自体骨移植和异体骨移植。自体骨移植被认为是骨科移植手术中的金标准,因为自体骨移植满足了骨修复所需要的骨传导性、骨诱导性和一切骨再生所需要的条件。然而其取材困难、需要额外的手术并且容易导致术后感染及供区并发症。异体骨移植物在脱矿物质基质之前都保留着良好的成骨诱导能力,缺点则为容易导致疾病传播与免疫原性感染。为了解决上述2种移植物存在的风险,人们开始广泛的研究可用于临床使用的骨科植入材料。在诸多研究热点之中,可生物降解的高分子材料如PLGA、PGA、PCL、PLLA等不断发展,特别是它们与HA（羟基磷灰石）组成的复合材料为骨组织工程展现出了良好的发展前景。这些材料生物相容性优良,易于加工,部分材料有一定的骨传导性,成为替代自体骨和异体骨修复受损的骨组织的备选材料。HA作为骨骼中主要的无机成分具备良好的生物相容性,是FDA批准使用的医用材料。除此之外,HA也具备一定的骨传导性,在与骨缺损部位贴合时能够有效的促进新生骨的传导。而其骨诱导性不足难以体外诱导成骨分化,且机械性能较弱难以加工成型。PLGA作为一种高分子材料,具有良好的生物相容性及加工性质,可以加工为适合骨缺损的形状,但其生物学活性较差无法促进细胞增殖分化以及骨骼的再生。因此,将PLGA与HA进行复合,可以制造出一种具备良好生物相容性、骨传导性及加工性能的骨修复材料。除此之外,HA作为一种密排六方结构的晶体,晶格结构稳定,内部的Ca离子易于被取代。近年来有研究发现,通过向HA中掺杂金属阳离子可以向HA中引入新的金属元素。不同金属阳离子的引入可以赋予HA新的理化性质,达到改善其生物学活性的目的。金属Mg作为临床上广泛应用的骨钉、骨板的主要材料,具有良好的生物相容性及生物活性。将金属Mg掺杂入羟基磷灰石后,羟基磷灰石释放的Mg离子可以显着提高羟基磷灰石的骨诱导性,从而促进成骨分化。不仅如此,植入物在植入体内后往往需要X光观察进行术后的监测,以确定植入位置的正确。单纯的PLGA支架密度较低,在X光下无法监测。HA/PLGA复合物想要达到理想的X光影像学成像的目的则需要较高的HA质量分数比,这会使得HA/PLGA复合支架在加工过程中无法成型。为了解决这一问题,我们将金属Ba元素掺杂入羟基磷灰石晶胞中。Ba元素作为一种金属元素,其具有良好的影像学功能,在临床中常以硫酸钡化合物形式用作显影剂,用于肠道检测。将金属Ba元素掺杂入HA后可以增强HA的影像学功能,从而达到赋予复合材料影像学能力的目的。因此我们猜测,使用金属离子共掺杂的合成方法可以将Ba/Mg两种元素同时引入HA中,使得HA同时具备两种元素的功能,达到既能促进成骨分化又可以具备影像学功能的效果。本研究通过金属离子共掺杂及水热合成的方法制备了Ba/Mg离子共掺杂的纳米级别HA。并使用相转换的方法,以NMP（N-甲基吡咯烷酮）为溶剂,成功制作了Ba/Mg@HA/PLGA复合材料。首先,利用ESEM（扫描电子显微镜）对于Ba/Mg@HA纳米粒子进行了形态学分析,并用XRD（X射线衍射）,FT-IR（红外吸收光谱分析）,ICP（电感耦合等离子体发生仪）等分析探究了其物相组成。接着对Ba/Mg@HA/PLGA复合材料进行了ESEM,ICP,Micro-CT,X-Ray等分析,表征了材料表面结构、内部结构、降解产物及其影像学能力等。其次,对Ba/Mg@HA/PLGA及Ba/Mg@HA浸出液进行了体外细胞学实验,探究了这种新型材料的细胞毒性及细胞增殖、黏附能力以及材料在促进细胞成骨分化过程中对于蛋白分泌、基因表达的影响。通过碱性磷酸酶（ALP）和茜素红（AR）两个实验探究了材料对成骨分化中碱性磷酸酶表达与钙盐沉积的影响。最后,将不同掺杂比例的Ba/Mg@HA/PLGA支架植入到大鼠胫骨平台缺损处。通过动物实验证明了Ba/Mg@HA/PLGA支架的生物相容性质及其在成骨方面的生物学作用,并表征了材料在体内的影像学特征。以上研究结果证实,Ba/Mg@HA/PLGA具备一定的X光影像学能力,并且有良好的生物相容性,可以有效的促进成骨分化,加速体内骨骼生成,可以用作新型的骨修复材料。第一部分:我们使用草酸钡,氯化镁,氯化钙,磷酸氢二铵作为原料,以稀氨水作为PH调节剂,通过水热合成的方式合成了不同比例的HA、Ba/Mg@HA及Ba@HA。Ba/Mg@HA及Ba@HA具有典型的HA特征峰与基团,并且在SEM下呈现出典型的短棒状结构。随后将纳米粒子与PLGA采用相转换的方式及溶剂蒸发法制备成为Ba/Mg@HA/PLGA及Ba@HA/PLGA支架和膜结构。通过SEM及Micro-CT可以在不同尺度观察到Ba/Mg@HA/PLGA及Ba@HA/PLGA支架表面存在微孔结构,这种结构已经被证实能够促进细胞的黏附生长。影像学结果显示,Ba/Mg@HA/PLGA及Ba@HA/PLGA支架的影像学强度因为Ba元素掺杂量的不同产生了改变,Ba含量高的组分其影像学特征显着提高,其余组分稍弱。第二部分:对Ba/Mg@HA/PLGA复合物及Ba/Mg@HA纳米粒子进行体内生物相容性的分析。使用DMEM培养基对Ba/Mg@HA纳米粒子进行浸提,使用不同稀释倍数的浸提液对MC3T3-E1细胞进行毒性评估,实验结果证实16倍数稀释的浸提液,所有组分都达到100%增殖效率。1、3、7天的CCK实验结果说明,Ba/Mg@HA/PLGA的细胞增殖效率比相同Ba掺杂量的Ba@HA/PLGA含量的组分更高,其中2Ba/Mg@HA/PLGA增殖效率最高,表明了Mg离子对于细胞增殖有一定的促进作用并有剂量依赖效应。1、3、7天细胞材料共培养后的钙黄绿素/PI染色验证了细胞增殖实验的结果。蛋白免疫免疫荧光实验也展示了类似的结果,Ba/Mg@HA/PLGA培养的细胞成骨分化相关蛋白表达高于相同Ba元素掺杂比例的Ba@HA/PLGA,其中2Ba/Mg@HA/PLGA表达量最高。PCR的结果显示,在14天的时候,Ba/Mg@HA/PLGA组分中COL-1（一型胶原蛋白）和OCN（骨钙蛋白）基因表达相比相比Ba@HA/PLGA增高,促进了成骨分化相关基因的上调。最后,我们通过ALP以及AR的染色观察了材料对于碱性磷酸酶表达和钙沉积的影响,结果证明含有Mg掺杂的材料促ALP与促进钙结节生成的效果优于单纯Ba掺杂的组分,并且2Ba/Mg@HA/PLGA效果最优。第三部分:Ba/Mg@HA/PLGA和Ba@HA/PLGA复合支架的体内成骨研究。将Ba/Mg@HA/PLGA与Ba@HA/PLGA复合支架植入SD大鼠胫骨平台缺损处,研究其在体内成骨效果及影像学特征。通过天狼星红染色、HE染色和Masson染色观察了新生骨和胶原在缺损处的分布,通过免疫荧光染色观察了缺损处BMP-2和COL-1两种蛋白的表达,最后使用Micro-CT对骨骼标本进行检测,观察骨缺损附近的愈合情况。研究结果显示,支架中Mg离子的含量决定了骨修复的效率。2Ba/Mg@HA/PLGA组份的成骨效果高于其他组分,并且通过不同部位的组织切片展示了组织的炎性反应,证明了2Ba/Mg@HA/PLGA对于动物的组织无毒性影响。同时,大鼠缺损部位的X光片显示,高Ba组植入物影像学强度较高,其中2Ba/Mg@HA/PLGA支架X光显影最为明显,体现了共掺杂羟基磷灰石良好的影像学特征。
刘静[3]（2021）在《蜂窝夹芯结构羟基磷灰石基植入物的设计与制备》文中进行了进一步梳理人口老龄化、肥胖、缺乏锻炼等各种外界因素导致骨病损患者逐年递增,临床上对于骨缺损修复的需求越来越大。骨组织具有一定的自修复能力,然而,对于超过临界尺寸的骨缺损是不能通过自修复完全治愈的,需要置入植入物以恢复正常功能。自体骨和异体骨移植对骨移植有很好的适应性,但由于自体骨数量有限,异体骨安全性不高或有排异反应的影响,不能广泛应用。因此研究人工骨植入物也具有一定的社会意义。目前,在骨植入物选材方面,羟基磷灰石（HA）等磷酸钙陶瓷材料因其与人骨的无机组成成分相似,且在植入后能够与骨组织形成良好的骨键合,促进新骨沿着孔隙长入,而被广泛应用。但HA制备的三维多孔结构的植入物力学性能不足、脆性较大等,只适用于非承重性骨替换或骨缺损填充。本文设计植入物结构为蜂窝夹芯结构,这种结构可以减轻重量,增加强度,具有良好的力学性能。通过复合PEGDA/SA增加力学性能,复合HA/COL增加生物相容性,利用光固化3D打印技术制备结构,满足骨植入物力学性能高和生物相容性好两方面要求。本文具体工作如下:1.使用正交试验法,对蜂窝夹芯结构的尺寸效应进行有限元分析。在基于结构内部应力峰值、轴向变形量、前后变形量的三个指标最小的要求下确定较优的结构尺寸组合,再通过受力分析,局部优化植入物整体结构,设计结构稳定及力学性能良好的蜂窝夹芯结构骨植入物;2.利用光固化制备PEGDA水凝胶,并对其固化时间、力学性能等进行测试,探究不同光引发剂含量对PEGDA水凝胶结构及性能的影响。将SA引入PEGDA水凝胶中,利用化学交联结合光交联形成互穿网络结构来改善PEGDA水凝胶的力学性能,制备PEGDA/SA复合水凝胶,对其固化粘度、力学性能等进行测试;3.使用光固化3D打印技术,按照PEGDA/SA复合水凝胶的数据比例,探索3D打印参数的设置对支架成型效果的影响。随后,将HA/COL复合粉末加入到PEGDA/SA复合生物材料中,增加生物相容性。本文进行了蜂窝夹芯结构羟基磷灰石基植入物的设计和制备的研究工作。通过有限元模拟设计出结构稳定且力学性能优良的蜂窝夹芯结构为骨植入物结构,并通过复合材料,改善其力学性能和生物相容性,光固化3D打印制备结构,证明其有望作为骨植入物应用于骨缺损修复领域。本文的研究工作为骨科植入物的设计制备和临床应用提供了一种可行的思路和方法。
徐震超,王锡阳[4]（2021）在《脊柱融合术中植骨材料的研究与应用进展》文中研究表明脊柱的稳定性对于维持脊柱的正常功能十分重要。脊柱外科常采用植骨融合术来获得长期的稳定效果。选择植骨材料应遵循安全有效、操作简便的原则。植骨材料的研究已有显着进展,目前临床使用的脊柱植骨材料主要包括自体骨、同种异体骨、各种骨移植替代材料等。
史哲[5]（2021）在《生长因子纳米复合水凝胶GelMa的成骨微环境对骨再生的作用及机制》文中研究指明第一部分GelMa水凝胶的制备,相关表征和体外生物学性能及优化研究目的制备并合成GelMa水凝胶,并对其相关表征,理化性质和生物学性质初步检测,确定其最优参数。方法制备出不同浓度的GelMa,并进行溶胀率测试,弹性模量的评估,体外胶原酶降解实验,大鼠体内水凝胶降解实验,电镜观察水凝胶的表征。观察不同紫外光交联时间对水凝胶内大鼠骨髓间充质干细胞BMSCs活性的影响。结果浓度为3%,5%,7%和10%GelMa水凝胶24h溶胀率分别为20.1±0.6,15.7±0.8,13.2±0.9 和 8.3±0.6,弹性模量分别为 3.3±2.6kPa,7.6±3.3kPa,15.9±4.4 kPa,25.0±6.6kPa,完全降解时间分别为 3d,7d,14d 和 21d。水凝胶种植于SD大鼠背部降解时间约为20天。扫描电镜观察水凝胶切面可见水凝胶内部为光滑、多孔的三维立体网架结构。紫外光交联时间越短细胞活性越好,细胞增值能力越强。结论GelMa水凝胶的孔径适合成骨环境。水凝胶的弹性模量与水凝胶的浓度成正比。水凝胶的溶胀速率和降解速率与浓度成反比。水凝胶在体内和体外的降解速率基本相同。紫外线灯的交联时间越长,对细胞生物学行为的影响越大。在紫外灯交联30S时间,浓度为10%的GelMa适合大鼠骨髓间充质干细胞成骨的微环境。第二部分负载纳米硅酸盐和生长因子SDF-1 α的GelMa水凝胶的性能及其修复颅骨骨缺损中的作用研究目的自体骨移植是治疗骨缺损的金标准。受限于供体部位有限的骨量和多种发病率,如感染和疼痛等。具有成骨潜能的可注射水凝胶具有微创并填补不规则骨缺损的优势,纳米硅酸盐（SN）具有良好的骨诱导性,缓慢释放生长因子和增强水凝胶可注射性的作用。基质细胞衍生因子1 α（SDF-1 α）除了作为骨诱导因子外还具有招募干细胞的能力。所以我们设计了一种简单,无需细胞,快速可注射GelMa-SN-SDF-1 α水凝胶,具有招募干细胞,良好的骨诱导性,并且对生长因子有缓释作用的复合水凝胶。并在颅骨缺损模型中验证其成骨效果。方法将SN和SDF-1 α引入到预聚物中,合成明胶-甲基丙烯酰基（GelMa）预聚物,提高可注射性、控释性能、成骨能力和干细胞归巢。分析不同型号针头的水凝胶可注射性,扫描电镜观察内部结构和孔隙率,测试水凝胶样品压缩模量,进行溶胀率测试和降解能力测试。使用大鼠SDF-1 α ELISA试剂盒测定释放的SDF-1 α的浓度。分析细胞活力,扩散,增殖和迁移。茜素红S染色,定量分析骨蛋白表达。在SD大鼠体内颅骨8mm缺损模型上,通过Micro-CT,H&E染色和Goldner-Masson三色染色进一步分析体内成骨效果。结果GelMa-SN-SDF-1 α在室温下通过各种型号针头显示出优异的注射性。加载的SDF-1 α表现出长期的控制释放模式,并有效的刺激了 MSC的迁移和归巢。GelMa-SN-SDF-1 α水凝胶可促进细胞扩散,迁移,成骨相关生物标志物表达和基质矿化。GelMa-SN-SDF-1 α水凝胶填补了大鼠的临界颅骨缺损,修复体积达百分之77%。成骨效果明显优于GelMa,GelMa-SN,GelMa-SDF-1 α。结论GelMa-SN-SDF-1 α水凝胶是一种简单,快速制备的无细胞的可注射成水凝胶,用于刺激骨再生。SN和SDF-1 α引入的GelMa水凝胶可促进水凝胶成骨并引导MSC归巢。GelMa-SN-SDF-1 α可注射水凝胶在体外和体内均显示出优异的注射性,生物相容性,成骨能力。加载的SDF-1 α表现出受控的长期释放模式。GelMa-SN-SDF-1 α在大鼠颅骨缺损修复模型中效果显着。第三部分介孔二氧化硅微球贯序释放SDF-1 α和IGF-1的GelMa水凝胶在胫骨骨缺损和椎间骨融合中的应用研究目的大多数生物仿生材料由三个重要部分组成,支架、细胞、生长因子。对于支架的要求基本为较少的免疫排斥反应,良好的生物形容性,以及起到为细胞提供攀爬骨架的作用。生物体内生长因子种类繁多,并在骨再生不同的时间段对骨诱导发挥作用。SDF-1 α时间窗口为1d～10d,具有骨诱导作用和招募干细胞归巢的功能,IGF-1在7d-20d发挥骨诱导作用。介于骨再生初期对最终愈合效果有重要作用,我们利用GelMa缓释SDF-1 α,并通过介孔二氧化硅微球将IGF-1释放窗口进一步延长到20d,希望通过此方式达到两种生长因子的贯序释放,制作并注射GelMa-SDF-1 α-SiO2（IGF-1）在大鼠胫骨骨缺损模型和尾椎骨融合模型上验证其成骨效果。方法水凝胶自身可降解特点以及孔隙结构可将水凝胶内的SDF-1 α缓慢释放,介孔二氧化硅微球表面的介孔可延缓IGF-1流出从而进入到水凝胶中。GelMa-SDF-1 α-SiO2（IGF-1）在体外运用矿化染色分析以及骨蛋白表达定量分析,体内实验则为大鼠胫骨骨缺损模型,将胫骨结节向上方用磨转制造6mm缺损,深度达骨髓腔。大鼠尾椎骨融合模型,将C3/4尾椎椎间盘切除,并用PEEK管保持3mm间隙进行骨融合。两种模型通过Micro-CT进一步分析体内成骨效果。结果SDF-1 α第3天释放过半,第15天释放达95.8%,接近释放完毕。IGF-1第7天释放量过半,第21天释放量累积达90.5%。GelMa-SDF-1 α-SiO2（IGF-1）可促进成骨相关蛋白的表达,水凝胶的矿化。GelMa-SDF-1 α-SiO2（IGF-1）在体内胫骨骨缺损的模型中修复面积大于其他三个组,X线可见修复效果良好,micro-CT分析骨量BV/TV达67.55%。在尾椎融合模型中,X线可见尾椎之间有新生骨连接,椎体间间隙小于其他实验组,micro-CT分析骨量BV/TV达80.72%。结论GelMa水凝胶负载SDF-1 α可以对该生长因子起到缓释效果。通过离心使IGF-1进入介孔二氧化硅微球,再将介孔二氧化硅微球与GelMa共混可以更持久的释放该生长因子。GelMa-SDF-1 α-SiO2（IGF-1）可以贯序释放两种生长因子,在体外更好的促进成骨细胞分化,成骨蛋白表达。GelMa-SDF-1 α-SiO2（IGF-1）在动物体内的胫骨骨缺损模型和尾椎椎间融合模型中成骨效果良好。
谢程欣[6]（2021）在《骨形态发生蛋白治疗长骨骨折及骨不连的Meta分析》文中研究表明目的:骨折是影响患者生活的常见病,面临骨愈合不当或持续性不愈合的风险。常规的机械固定及骨移植往往不能满足治疗需求,骨形态发生蛋白（Bone morphogenetic proteins,BMPs）用于骨再生的治疗越来越受到科学界的关注。然而,过去的研究报道BMPs的临床疗效存在较大的差异,其安全性也有待商榷。在复杂的长骨骨折及骨不连的治疗中,BMPs的具体使用方案也尚未达成共识。本研究旨在探讨以下四个问题:（1）BMPs治疗长骨新鲜骨折是否有效;（2）BMPs治疗长骨新鲜骨折是否有安全性;（3）BMPs治疗长骨骨不连的疗效是否等同于自体骨移植;（4）BMPs联合骨移植治疗长骨骨不连的疗效是否优于自体骨移植。通过研究所得结果为临床实践提供参考。方法:通过计算机检索中国知网、维普网、万方数据库、Pub Med、Web of Science、Springer Link、Cochrane Library以及Google Scholar等数据库,检索时限为建库至2020年2月发表的期刊文献。根据文献纳入标准及排除标准筛选出与相关的临床对照研究。根据Cochrane系统评价手册对纳入的文献进行质量评价,采集数据录入Microsoft Excel 2007表格工具和Stata/SE（12.0版）软件。统计学分析在Stata/SE（12.0版）软件中进行:根据I2定量判断异质性的大小;二分类变量和连续性变量分别采用RR和SMD为效应分析统计量;采用随机效应模型进行统计分析,并结合亚组分析、敏感性分析以及发表偏倚检测;检验水准设为α=0.05。结果:（1）BMPs治疗长骨新鲜骨折的研究结果:共纳入6篇文献,其中5篇为随机对照试验;共计1217例病例,包括试验组773例和对照组444例,均为胫骨骨折病例。使用BMPs后,总体愈合率未显着提高[RR=1.11,95%CI（0.99,1.25）,P=0.073],但二次干预率降低[RR=0.67,95%CI（0.51,0.87）,P=0.004];亚组分析结果表明开放性胫骨骨折的愈合率显着提高[RR=1.16,95%CI（1.02,1.31）,P=0.024];异位骨化及软组织钙化的发生率增加[RR=2.19,95%CI（1.07,4.50）,P=0.032];术后感染（P=0.448）、疼痛（P=0.296）、硬件故障（P=0.399）、软组织水肿及肿胀（P=0.919）等方面没有产生显着影响。（2）BMPs治疗长骨骨不连的研究结果:共纳入13篇文献,其中4篇为随机对照试验;共计983例病例,包括试验组439例和对照组544例。单用BMPs相比自体骨移植的术后愈合率无显着差异[RR=0.96,95%CI（0.85,1.09）,P=0.542];BMPs联合骨移植相比自体骨移植的术后愈合率无显着差异[RR=1.01,95%CI（0.97,1.05）,P=0.693];BMPs单用或结合异体骨移植时能够显着减少手术时间[SMD=-1.27,95%CI（-1.81,-0.73）,P<0.001]和术中失血量[SMD=-0.7,95%CI（-1.12,-0.29）,P=0.001];结合敏感性分析结果发现BMPs在缩短术后骨愈合时间（P=0.306）、住院时间（P=0.118）以及患肢功能恢复（P=0.19）等方面可能存在积极影响,但对二次干预率（P=0.717）、感染率（P=0.954）和疼痛率（P=0.524）无显着影响。结论:（1）BMPs减少长骨（胫骨）骨折术后二次干预的疗效肯定,并且显着增加开放性胫骨骨折的骨愈合率,更适合作为辅助手段治疗复杂的开放性胫骨骨折;尽管是相对安全的,但较高的异位骨化及软组织钙化率仍需要被考虑。（2）BMPs可作为自体骨移植的替代物治疗长骨骨不连,并且具有缩短手术时间和减少术中出血量的优势;但目前的证据暂不支持BMPs联合自体骨移植治疗长骨骨不连,两者的协同作用不明显。
孙烁[7]（2021）在《多孔聚醚醚酮微球的制备、表面改性及在骨修复中的应用》文中研究指明研究目的:制备基于聚醚醚酮材料的多孔微球并进行表面改性处理,探究其在骨修复中的应用。材料与方法:1、前期工作中,利用液-液相置换法已制备出表面光滑的PEEK微球。本研究对光滑PEEK微球进行羟化处理,制备出多孔PEEK微球,对其进行电镜观察、傅里叶红外分析、压汞仪、水接触角、蛋白吸附能力和浸提液细胞毒性测试。进一步利用矿化培养和反复脱细胞技术,将矿化细胞外基质包被于多孔PEEK微球表面。使用电镜对矿化细胞外基质进行形貌观察,利用能量散射X线光谱仪和热重分析仪分别对其进行定性和定量检测。2、对多孔PEEK微球和表面包被矿化细胞外基质的多孔PEEK微球进行体外生物形容性和体内成骨性能瓶评估。通过钙黄绿素染色和电镜观察不同微球表面MC3T3-E1细胞黏附和细胞外基质分泌情况,DAPI染色和CCK法评估微球对于细胞增殖的影响。利用碱性磷酸酶染色和活性检测、茜素红染色和钙定量检测、Runx2和Col-1两种成骨相关基因表达情况评估微球体外成骨活性。构建大鼠颅骨缺损模型,通过Mirco-CT重建分析和组织切片苏木精-伊红和马松染色进一步评估微球的体内成骨效果。3、利用多巴胺（dopamine,DA）涂层的黏附特性,将胰岛素样生长因子1（insulin-like growth factor 1,IGF-1）和骨形态发生蛋白2（bone morphogenetic protein 2,BMP-2）同时固定于多孔PEEK微球。对于黏附DA涂层后的微球进行颜色和表面形貌观察,利用X线光电子能谱分析表面元素组成和比例,接触角评估亲水性。酶联免疫吸附实验（enzyme linked immunosorbent assay,ELISA）对微球表面黏附的生长因子量和14天内的释放行为进行分析。利用碱性磷酸酶染色和活性检测、茜素红染色和钙定量检测、Runx2、OPN和OCN三种成骨相关基因表达情况评估微球体外成骨活性。构建大鼠颅骨缺损模型,通过Mirco-CT重建分析和组织切片苏木精-伊红和马松染色进一步评估微球的体内成骨效果。结果:1、电镜观察表明,经过羟化处理后,多孔PEEK微球球形度保持良好,表面孔隙结构分布均匀。傅里叶红外分析显示,多孔微球表面羰基峰强度降低且出现新的羟基峰。压汞仪检测显示,多孔微球的孔隙率大于90%,平均孔径为569.72nm。同光滑微球相比,多孔微球的水接触角显着降低,蛋白吸附能力有所提升。经矿化培养和反复脱细胞处理后,微球表面经元素分析发现有氮、钙和磷元素的出现。通过电镜观察发现,随着脱细胞次数的增加,多孔微球表面包被的矿化细胞外基质更致密且分布更加均匀。热重分析仪的结果显示,随着脱细胞次数的增加,微球在400℃下的质量损失可从6.41%升至12.38%。多孔PEEK微球的浸提原液和稀释一倍后,其细胞存活率分别大于85%和95%。2、微球与MC3T3-E1细胞共培养后,在各观察时间点,钙黄绿素、DAPI染色、CCK检测和电镜观察显示,同光滑微球相比,多孔微球表面的细胞数目更多,细胞多呈扁平球状且伪足更多,细胞黏附状态更佳且细胞外基质的分泌更旺盛。随着脱细胞次数的增加,微球表面黏附的细胞量和CCK法检测细胞增殖的吸光度值不断提高。经碱性磷酸酶染色和茜素红染色,多孔微球表面的着色较光滑微球明显加深,碱性磷酸酶的活性、钙定量分析、Runx2和Col-1的表达水平也显着提高。多孔微球表面在包被矿化细胞外基质后,其上述体外成骨能力检测指标均进有明显提升。Micro-CT重建显示,包被矿化细胞外基质的微球组,4周时颅骨缺损区域已基本被覆盖,8周时其骨密度明显高于其它两组,骨组织分数分别为42.19±2.80%和65.19±1.63%,同样显着高于其它两组。组织切片染色发现,光滑微球周围以纤维组织包裹为主,且不能与周围新生组织形成强有力的键合,导致切片中出现较多的微球缺失。多孔微球周围则以新生骨组织为主,与周围新生组织键合紧密,没有出现微球缺失的情况。表面包被矿化细胞外基质的微球周围以成熟骨组织为主,结构致密且周围有较多新生血管。3、多孔微球表面黏附DA涂层后,颜色由之前的白色变为均一的灰黑色,电镜观察则无明显变化。元素分析表明黏附DA涂层后,微球表面出现氮元素,定量分析表明,DA涂层黏附IGF-1后,氮元素占比由1.58%升至1.71%。DA涂层可以将多孔微球的水接触角由65.88±4.55°降至51.08±3.7°。ELISA检测证实,DA涂层可将生长因子固定于多孔PEEK微球且在14天内具有较为缓慢的释放曲线。微球与MC3T3-E1细胞共培养后,在各观察时间点,钙黄绿素、DAPI染色、CCK检测显示,含有IGF-1的微球组细胞黏附状态更佳且细胞数目更多,CCK检测表明,双生长因子组的增值率略低于IGF-1组,差异无显着性,但显着高于其它各组。经碱性磷酸酶染色和茜素红染色,含BMP-2的微球组着色明显加深,但单一BMP-2组与双生长因子差异不明显。含有双生长因子微球的碱性磷酸酶活性、钙定量分析、14天时Runx2、OPN和OCN的表达水平也显着高于其它各组。MicroCT重建显示,双生长因子组在8周时不仅能将缺损区域完全覆盖,且其骨密度较高,骨缺损区域的中央几乎与缺损边缘等高。冠状位CT影像上可观察到在可透射线PEEK微球的上方有骨性连接,形成“骨桥”结构,将骨缺损边缘和中央区的新生骨进行连接。双生长因子组在8周时的骨组织分数为85.79±6.20%,显着高于其它各组。组织切片染色观察可见,双生长因子组骨组织结构致密且以成熟骨组织为主,血管更为密集。结论:1、光滑PEEK微球经过羟化处理后可制备出表面孔隙结构均一的多孔PEEK微球。2、通过改变接收液的温度和成分比例可以调控微球表面的孔径大小。3、利用矿化培养和脱细胞技术,可以在多孔PEEK微球表面成功包被矿化细胞外基质,且随着脱细胞次数的增加其质量分数更高、分布更均匀。4、多孔微球同光滑微球比更有利于细胞的黏附、增殖,促进了细胞外基质的分泌。5、多孔PEEK微球在表面包被矿化细胞外基质后,进一步促进了细胞的黏附和增殖,提高了碱性磷酸酶的活性、钙质沉积能力和成骨相关基因表达水平,大鼠颅骨缺损的修复效果更优异。6、DA涂层可将IGF-1和BMP-2两种生长因子固定于多孔PEEK微球,在14天内均有较为缓慢的释放行为。7、负载双生长因子的微球同单一种类生长因子相比,其体外成骨诱导能力和大鼠颅骨缺损修复效果均有所提高。本研究的创新之处:1、通过羟化处理,一步法实现微球表面化学和物理双改性。2、利用矿化培养和反复脱细胞技术在微球表面成功包被矿化细胞外基质。3、IGF-1和BMP-2联用促进骨修复效果,可降低单一生长因子使用剂量。
李林芝[8]（2021）在《面向复杂牙槽骨增量的个性化钛网与PEEK网的临床及临床前研究》文中研究表明随着计算机辅助设计与制作技术的发展,个性化网状植入物的设计与制作使得复杂牙槽骨缺损的个性化修复成为可能。目前,在牙槽骨复杂骨增量研究领域,用于复杂牙槽骨增量的个性化网状植入物主要为3D（Three-dimensional,三维）打印个性化钛网和切削个性化PEEK（Polyetheretherketone,聚醚醚酮）网。其中,3D打印个性化钛网目前已经应用于临床,展示出良好的骨增量结果。然而,3D打印个性钛网临床应用仍较少,其对于亚洲人群的适用性尚待研究;同时,应用3D打印个性化钛网能否获得术前设计的牙槽骨轮廓,实现个性化精准化修复牙槽骨尚不清楚。而个性化PEEK网凭借良好的生物相容性、与骨骼相似的机械性能等优势,在骨科应用广泛。虽然已有研究将切削的个性化PEEK植入物用于复杂牙槽骨增量,并获得了与钛网媲美的骨增量效果,但是,目前还未将个性化PEEK植入物制作成更适用于引导骨再生技术的三维网状结构。因此,本研究第一部分设计制作了符合亚洲人群牙槽骨形态的3D打印个性化钛网用于牙槽骨增量,并对16位患者的临床骨增量效果进行了回顾性评价;同时,通过数字化技术三维和二维比较术前、术后骨增量差异,从而验证3D打印个性化钛网的植骨精准度。同时,本研究第二部分尝试应用CAD（Computer aided design,计算机辅助设计）与CNC（Computer numerical control,计算机数控）技术设计并制作最小厚度的个性化PEEK网状植入物,通过三点弯曲实验、三维有限元分析和比格犬动物实验,比较两种个性化网状植入物的生物力学和成骨性能,评价个性化PEEK网状植入物用于复杂牙槽骨增量的可行性,并筛选出更适合临床应用的个性化网状植入物。第一部分研究结果显示,3D打印个性化钛网用于牙槽骨增量可以获得最高达12.53 mm的骨增量,且术后10～18个月平均骨吸收小于0.5 mm,但仍有25%的患者出现钛网暴露。模型的三维重叠中实际骨增量与虚拟骨增量之间的最大偏差约为3.4 mm,而模型的二维分析中,实际增加的骨高度比术前虚拟设计减少约0.5 mm,同时,实际增加的骨宽度相较术前设计增加约0.5 mm。第二部分研究结果显示,个性化PEEK网的最小制作厚度为0.6mm,该厚度的PEEK网片的抗弯强度仅为0.3 mm钛网片的1/3。在三维有限元分析中,两种个性化网状植入物在30 N垂直生理载荷下不会发生断裂且能保持稳定,位移量小于0.05 mm。同时,个性化PEEK网状植入物下方植骨材料受到更多的力学刺激,中位等效应变为4120微应变。比格犬动物实验中,大体观察、Micro-CT评估和组织学研究表明,切削的个性化PEEK网状植入物与3D打印个性化钛网相比具有类似的生物相容性、空间维持能力和成骨能力,两者之间的差异没有统计学意义。因此,可以得出以下结论:1.3D打印个性化钛网应用于牙槽骨增量具有良好的临床效果和骨轮廓的稳定,但仍存在钛网暴露等并发症。2.3D打印个性化钛网用于牙槽骨增量的植骨精准度受到多因素影响,还需要通过优化术前设计及手术技术进一步提高;3.切削的个性化PEEK网状植入物相比3D打印个性化钛网刚度更低,在生理载荷下不会发生断裂,植骨材料受到更多生物力学刺激;4.个性化PEEK网状植入物能够维持成骨空间,满足复杂牙槽骨增量需求。
郑越生[9]（2020）在《三种不同植骨方法在TLIF手术治疗腰椎退变性疾病的临床研究》文中研究指明背景:腰椎退变性疾病是指一系列因腰椎间盘及关节突软骨和周围韧带退变性病变引起的,以腰腿疼痛为主要症状的脊柱外科疾病的总称。腰椎融合术在退变性疾病治疗广泛应用,已经成为脊柱外科手术治疗中的一项重要手段。经椎间孔椎体间融合术（Transforaminal lumbar interbody fusion,TLIF）是国内外广泛使用的融合术,其在保留脊柱后侧韧带复合结构的同时,又不会损伤椎管内神经组织。其临床采用的椎间融合方法有所不同,主要有自体髂骨+融合器、自体椎板关节突骨+融合器、同种异体骨+融合器,关于这几种植骨来源对疗效的影响,未见报道。目的:探讨三种不同植骨方法在经椎间孔椎体间融合（TLIF）手术治疗单一节段腰椎退变性疾病的临床疗效。方法:回顾性分析2012年1月-2016年1月间,在广州军区广州总医院（南部战区总医院）接受TLIF手术治疗109例单一节段腰椎退变性疾病患者的临床资料。根据植骨方法不同分为:自体髂骨+融合器（A组,42例）、自体椎板、关节突骨+融合器（B组,38例）、同种异体骨+融合器（C组,29例）。术后随访3个月、6个月、12个月,比较三组患者手术相关指标、术后椎间融合率、疼痛VAS评分、腰椎JOA评分等情况。结果:三组患者的手术时长、术中出血量、住院时间等手术相关指标比较,均无统计学差异（P>0.05）。术后3个月,A组椎间融合率均高于B组、C组,均具有统计学差异（P<0.05）,术后6、12个月融合率无统计学差异（P>0.05）。术前,三组患者的VAS、JOA评分比较,无统计学差异（P均>0.05）。术后3、6、12个月,三组患者的VAS评分均低于术前,术后3个月3组间比较有统计学差异,术后6、12个月比较无统计学差异（P均>0.05）;术后3、6、12个月,三组患者的JOA评分均高于术前,组间比较无统计学差异（P均>0.05）,组内两两比较均具有统计学差异（P均<0.05）。结论:三种不同植骨方法TLIF手术治疗腰椎退变性疾病均为有效的手术方式,三者近期疗效满意。术后3个月自体髂骨融合组的椎间融合率高于自体椎板关节突骨融合组、同种异体骨融合组,6个月后三组间融合率无统计学差异。
纪庆明[10]（2020）在《聚醚醚酮基微球状骨填充材料的制备及在骨修复中的应用》文中研究指明骨骼是一种动态生长、高度血管化的组织,具有独特的愈合能力和重塑能力。然而,由于严重创伤或全身性疾病、病理性骨折（转移或原发恶性肿瘤）、骨和/或周围组织感染、血液供应不良等原因,造成的大面积、不规则骨缺损的治疗,往往需要骨组织移植;同时,随着预期寿命的增加及人口老龄化程度的加重,人体骨组织遭受损伤或者病变的几率也大大增加,如常见的骨质疏松性椎体压缩骨折等,通常均需要外科手术干预,充填骨折复位后的空腔,以期获得较好的疗效。现阶段,骨组织已成为仅次于血液的第二大常见的移植组织。随着科学技术与医疗理念的发展,骨外科移植手术使众多患者受益。目前的治疗方法主要有使用自体或异体骨移植来替代骨缺损,以及使用工程合成或生物材料替代物。尽管自体骨是重建材料的黄金标准,但问题是必须通过额外的手术从宿主的其他骨组织获得,增加了患者不必要的创伤,而且供骨区供给能力有限,很难满足理想的形状需求,同时还会遗留供体部位畸形、疼痛等。异体骨移植疗效尽管不如自体骨移植,但规避了自体骨移植的缺点,然而潜在的病原传播、免疫排斥以及术后感染等风险因素,也使其临床应用受到一定程度的限制。为了克服自体骨移植和异体骨移植的局限性,在过去的十年中,研发可单独使用或与其他材料结合使用的、由生物相容性材料制成的骨移植物替代物收到了人们越来越多的关注,其可通过骨诱导和骨传导作用促进成骨愈合的。组织活力,缺损大小,移植物大小、形状和体积,移植物加工方式以及成本等因素都将影响骨移植物的选择。因此,各种结构和功能不同的材料成为骨移植替代物的研究热点。聚醚醚酮（PEEK）是一种人工合成的半结晶高聚物,具有良好的生物相容性和较强的机械性能,模量与天然骨接近;同时,其化学性质稳定,不释放离子和副产物,不腐蚀、不降解,可作为永久性骨植入物应用于医疗领域。然而,现有的PEEK植入物需要预先塑形,不能完全适合不规则骨缺损。此外,PEEK也是一种生物惰性材料,骨整合性能较差,而作为一种不可降解的永久性种植材料,良好的骨整合有利于种植体的长期体内稳定性。如何通过本体或表面改性以增加其骨整合性能,是提高植入物稳定性的关键。研究人员主要通过涂层沉积技术,直接表面改性技术或制备PEEK基复合材料等方式,改变聚醚醚酮的表面形貌和化学性质,进而来增强聚醚醚酮的生物活性。为了克服现阶段使用的PEEK植入物不能体内塑形的缺点,同时,配合当前临床广泛应用的非侵入性诊断和微创外科手术（如可注射手段）,微球状骨组织工程材料逐步进入了科研人员的视野。为了避免传统支架移植所造成的较大的开放式外科手术,微球状骨填充物结合了微球和支架的优势,作为可注射载体,直接注射到组织缺损部位,用于修复各种复杂形状的组织缺损。此外,微球还具有较大的比表面积（SA/V）,有利于营养物质、氧气和代谢废物的充分交换,对细胞扩增十分有效。总的来说,微球可以很容易地满足任何形状的骨缺损,同时,它们的作用就像微型“诺亚方舟”一样,可将细胞安全地运输到缺损组织,通过建立骨传导性支架而促进骨合成。这在组织再生、修复和干细胞治疗中将起到关键作用。然而,可降解微球力学性能较差,很难调控其的降解速率与骨组织长入速率相匹配,在一定程度上限制了其应用,这也是当前在骨组织工程中所面临的关键挑战。因此,本研究制备了一种PEEK基微球状骨填充材料,并对微球表面和基质成分进行改性来提高其骨整合能力,以期填充各种类型的骨缺损。在处理大面积、不规则骨缺损时,减少用骨量,起到“骨桥”作用,加快融合过程。与可降解微球混合应用时,可以减少可降解材料用量,克服其降解速率难以调控的技术难点,降低降解副产物对骨重建微环境的影响。故此两种微球在成骨过程中起到协同作用。本研究主要包括以下三部分:第一部分:自分泌ECM修饰拓扑形貌PEEK微球的制备及其体外生物学性质研究本章通过气流驱动-溶剂交换法,结合水热处理,制备了PEEK微球,并对其微观形貌,耐高温高压性能,力学性能,蛋白吸附能力及细胞毒性等生物学性质进行研究,同时又进行了反复脱细胞及细胞再种植实验。结果表明,水热处理8 h后,获得的拓扑PEEK微球具有类似“核桃样”的表面结构以及良好的球形度,尺寸均匀,约为350.24±19.44μm,其表面沟壑形貌的平均宽度约为780±290 nm。反复3次耐高温高压测试后,拓扑PEEK微球显示出与原始微球几乎完全相同的形貌结果,这种耐高温高压性能在细胞大规模扩增和临床应用中具有独特优势。同时,表面具有特殊拓扑形貌的PEEK微球具有良好的力学性能及蛋白吸附能力,可重复使用,经反复脱细胞处理后可形成逐渐增加的ECM,有利于细胞黏附和增殖,其重复脱细胞再利用和生物功能化,对于细胞大规模扩增和临床应用具有重要意义。第二部分:硫酸钙/聚醚醚酮复合微球的制备及其体外生物学性质研究将聚醚醚酮（PEEK）优异的机械强度和硫酸钙（CaSO4）良好的生物活性相结合,这对于微球状材料在骨科中的应用至关重要。此外,在制备过程中,由于CaSO4在浓硫酸中较稳定,而其他钙盐在浓硫酸中溶解,因此本章在前期工作的基础上,通过加入不同含量的CaSO4,制备了不同CaSO4含量（10%、20%、30%、40%）的CaSO4/PEEK复合微球,并对其理化性质、生物矿化能力和体外生物学性质进行研究。结果表明,CaSO4可以有效地整合至PEEK微球内部,二者结合良好,且随着CaSO4含量的增加,CaSO4/PEEK复合微球的亲水性、生物矿化能力均明显提高。同时,CaSO4/PEEK复合微球的细胞黏附、增殖和分化能力也显着增强,尤其是40%CaSO4/PEEK微球,后期可作为骨填充材料研究其体内骨修复效果。第三部分:不可降解与可降解微球混合应用的体内骨修复研究本章将不可降解CaSO4/PEEK微球与可降解羟基磷灰石/聚（乳酸-乙醇酸）（HA/PLGA）微球共混,制成多材料微球,用于体内骨修复研究。将CaSO4/PEEK微球与HA/PLGA微球按不同比例混合后,完全填充于临界尺寸的大鼠颅骨缺损模型中,通过CT,Micro-CT三维重建及组织学分析,评价两种微球混合应用在骨修复过程中的成骨效果。结果表明,良好的新生骨组织沿微球表面延伸或爬行,并向可降解微球降解所产生的空间内长入。CaSO4/PEEK微球和HA/PLGA微球以7:3和5:5的比例混合植入8周后,具有良好的修复效果,显示骨缺损区域与宿主骨边缘区域完全连接,形成完整修复,两种微球在成骨过程中起到协同效应,即不可降解PEEK材料的结构支撑和“骨桥”作用,以及可降解PLGA基质所形成残留空间,有利于骨长入。因此,不可降解微球与可降解微球的混合应用为PEEK基微球作为骨填充材料提供了一个新的研究方向。
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。
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。
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。
| 1 颈椎前路原位自体植骨技术的概念 |
| 2 原位自体植骨技术的发展及应用 |
| 2.1 减压获得骨质作为植骨材料 |
| 2.1.1 基础研究 |
| 2.1.2 临床研究 |
| 2.2 正常椎体骨质作为移植物 |
| 3 总结及展望 |
| 中文摘要 |
| abstract |
| 英文缩略词 |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 前言 |
| 1.2 阳离子掺杂对于HA的改性 |
| 1.2.1 一价阳离子 |
| 1.2.2 二价阳离子 |
| 1.2.3 三价阳离子 |
| 1.3 PLGA应用现状 |
| 1.3.1 纯PLGA支架 |
| 1.3.2 PLGA聚合物支架 |
| 1.3.3 PLGA陶瓷支架 |
| 1.3.4 PLGA涂层 |
| 1.3.5 PLGA纤维 |
| 1.3.6 PLGA球 |
| 1.4 本论文研究的内容目标及创新 |
| 1.4.1 研究目标 |
| 1.4.2 研究内容 |
| 1.4.3 研究创新 |
| 第2章 BA/MG@HA的合成及HA/PLGA支架的制备与表征 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 实验材料和仪器 |
| 2.2.1 实验材料 |
| 2.2.2 仪器设备 |
| 2.3 制备方法 |
| 2.3.1 Ba/Mg共掺杂羟基磷灰石的合成 |
| 2.3.2 Ba/Mg@HA/PLGA复合材料的制备 |
| 2.4 测试和表征的方法 |
| 2.4.1 粉末X射线电子衍射分析(XRD) |
| 2.4.2 环境扫描电子显微镜分析(ESEM) |
| 2.4.3 电感耦合等离子光谱分析(ICP) |
| 2.4.4 傅立叶红外吸收光谱(FT-IR/IR) |
| 2.5 结果分析 |
| 2.5.1 Ba/Mg@HA粉末X射线衍射分析 |
| 2.5.2 Ba/Mg@HA粉末红外吸收光谱分析 |
| 2.5.3 Ba/Mg@HA粉末的ESEM分析 |
| 2.5.4 Ba/Mg@HA粉末的电感耦合等离子光谱分析(ICP) |
| 2.5.5 Ba/Mg@HA/PLGA复合材料的ESEM检测结果 |
| 2.5.6 Ba/Mg@HA/PLGA复合材料的Micro-CT与 X-Ray检测结果 |
| 2.5.7 Ba/Mg@HA/PLGA复合材料的接触角 |
| 2.5.8 Ba/Mg@HA/PLGA复合材料的孔径分布 |
| 第3章 BA/MG@HA/PLGA复合支架的体外成骨效果研究 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 实验材料和仪器 |
| 3.2.1 实验材料 |
| 3.2.2 实验设备 |
| 3.3 材料及试剂准备 |
| 3.3.1 Ba/Mg@HA/PLGA膜的制备及消毒 |
| 3.3.2 硅化玻片的制备 |
| 3.3.3 溶液配置 |
| 3.3.4 细胞系 |
| 3.4 实验方法 |
| 3.4.1 MC3T3-E1 细胞实验及材料准备 |
| 3.4.2 MC3T3-E1 细胞的复苏和培养 |
| 3.4.3 MC3T3-E1 细胞的计数 |
| 3.4.4 Ba/Mg@HA/PLGA膜对于细胞增殖及Ba/Mg@HA浸提液对细胞毒性的影响 |
| 3.4.5 Ba/Mg@HA/PLGA膜对于细胞黏附的影响 |
| 3.4.6 Ba/Mg@HA/PLGA膜的活死细胞染色 |
| 3.4.7 逆转录 |
| 3.4.8 Ba/Mg@HA/PLGA膜对于MC3T3 细胞成骨相关基因表达的影响 |
| 3.4.9 使用RT-PCR反应基因的表达量 |
| 3.4.10 Ba/Mg@HA/PLGA膜对于MC3T3 细胞成骨相关蛋白的表达 |
| 3.4.11 Ba/Mg@HA/PLGA膜对于MC3T3 细胞钙沉积的影响 |
| 3.4.12 Ba/Mg@HA/PLGA膜对于MC3T3 细胞碱性磷酸酶的影响 |
| 3.5 实验结果 |
| 3.5.1 Ba/Mg@HA/PLGA膜对于细胞增殖的影响 |
| 3.5.2 Ba/Mg@HA浸提液的细胞毒性 |
| 3.5.3 Ba/Mg@HA/PLGA膜对于细胞黏附的影响 |
| 3.5.4 Ba/Mg@HA的活死细胞染色 |
| 3.5.5 Ba/Mg@HAPLGA膜对于MC3T3 细胞成骨相关蛋白表达的影响 |
| 3.5.6 ALP与AR观察细胞成骨分化与钙沉积 |
| 第4章 BA/MG@HA/PLGA复合支架的体内成骨效果研究 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 实验试剂和仪器 |
| 4.2.1 实验试剂 |
| 4.2.2 仪器设备 |
| 4.2.3 HE染色试剂步骤 |
| 4.2.4 实验材料的合成 |
| 4.3 实验方法 |
| 4.3.1 骨修复支架材料的制备与消毒 |
| 4.3.2 大鼠胫骨缺损模型的建立以及实验分组 |
| 4.3.3 Micro-CT三维重建及分析 |
| 4.3.4 天狼星红染色步骤 |
| 4.3.5 统计分析 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 Micro-CT及 X-Ray结果评价 |
| 4.4.2 动物组织切片 |
| 第5章 结论 |
| 参考文献 |
| 作者简介及在学期间所取得的科研成果 |
| 致谢 |
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 研究的背景与意义 |
| 1.2 骨植入物材料的研究历程 |
| 1.2.1 自体骨移植和异体骨移植 |
| 1.2.2 人工骨移植材料 |
| 1.3 三维打印技术的研究历程 |
| 1.4 蜂窝夹芯结构的研究历程 |
| 1.5 国内外的研究现状 |
| 1.6 研究内容与研究目的 |
| 第2章 蜂窝夹芯结构的设计与优化 |
| 2.1 蜂窝夹芯结构模型的建立 |
| 2.2 蜂窝夹芯结构的有限元分析 |
| 2.3 正交试验 |
| 2.3.1 实验的方法及结果 |
| 2.3.2 实验结果分析 |
| 2.4 面内外尺寸效应分析 |
| 2.4.1 壁厚与边长的比值对力学指标的影响 |
| 2.4.2 边长与高度的比值对力学指标的影响 |
| 2.5 蜂窝夹芯结构的优化设计 |
| 2.6 本章小结 |
| 第3章 PEGDA/SA复合水凝胶的制备与表征 |
| 3.1 试剂与设备 |
| 3.1.1 实验试剂 |
| 3.1.2 实验仪器及设备 |
| 3.2 实验方法 |
| 3.2.1 PEGDA/SA复合水凝胶的制备 |
| 3.2.2 溶胀性能的测试 |
| 3.2.3 水凝胶力学性能的测试 |
| 3.2.4 FI-IR的测试 |
| 3.2.5 水凝胶粘度的测试 |
| 3.3 实验结果 |
| 3.3.0 光引发剂含量对PEGDA水凝胶成型时间的影响 |
| 3.3.1 光引发剂含量对PEGDA水凝胶溶胀性能的影响 |
| 3.3.2 光引发剂含量对PEGDA水凝胶力学性能的影响 |
| 3.3.3 PEGDA/SA复合水凝胶的光聚合原理 |
| 3.3.4 水凝胶的红外谱图 |
| 3.3.5 不同SA含量对PEGDA/SA复合水凝胶粘度的影响 |
| 3.3.6 不同SA含量的PEGDA/SA复合水凝胶的预挤出实验 |
| 3.3.7 SA的加入对PEGDA/SA复合水凝胶力学性能的影响 |
| 3.4 本章小结 |
| 第4章 蜂窝夹芯结构HA基支架的3D打印制备与表征 |
| 4.1 试剂与设备 |
| 4.1.1 实验试剂 |
| 4.1.2 实验仪器及设备 |
| 4.2 3D打印复合材料的制备与表征 |
| 4.2.1 HA/COL复合材料的制备 |
| 4.2.2 3D打印生物墨水的制备 |
| 4.2.3 生物墨水的3D打印制备 |
| 4.2.4 3D打印支架的外貌观察 |
| 4.2.5 复合材料浸提液的制备 |
| 4.2.6 CCK-8 检测细胞增殖实验 |
| 4.2.7 Live-Dead染色实验 |
| 4.3 实验结果 |
| 4.3.1 打印效果实验 |
| 4.3.2 蜂窝夹芯结构的打印 |
| 4.3.3 复合支架对MC3T3 细胞增殖的影响 |
| 4.4 本章小结 |
| 第5章 本文工作总结及展望 |
| 5.1 本文工作总结 |
| 5.2 本文的创新性 |
| 5.3 展望 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间发表的论文 |
| 致谢 |
| 1 自体骨 |
| 2 同种异体骨 |
| 3 骨移植替代材料 |
| 3.1 钙磷陶瓷 |
| 3.2 新型高分子聚合材料 |
| 3.3 骨组织工程复合材料 |
| 4 结语 |
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一部分 GelMa水凝胶的制备,相关表征和体外生物学性能以及优化 |
| 1.1 背景 |
| 1.2 材料 |
| 1.2.1 试剂 |
| 1.2.2 仪器与设备 |
| 1.2.3 实验动物 |
| 1.3 方法 |
| 1.3.1 水凝胶的制备 |
| 1.3.2 不同浓度水凝胶溶胀率的测定 |
| 1.3.3 不同浓度水凝胶弹性模量测试 |
| 1.3.4 不同浓度水凝胶体外降解实验测试 |
| 1.3.5 GelMa的表征 |
| 1.3.6 10%浓度水凝胶体外降解测试 |
| 1.3.7 紫外灯最适交联时间检测 |
| 1.3.8 统计学方法与处理 |
| 1.4 结果 |
| 1.4.1 不同浓度GelMa水凝胶溶胀率 |
| 1.4.2 不同浓度GelMa水凝胶弹性模量 |
| 1.4.3 不同浓度GelMa水凝胶体外降解 |
| 1.4.4 浓度10%GelMa水凝胶体内降解 |
| 1.4.5 水凝胶电镜观察 |
| 1.4.6 紫外灯交联时间对细胞活性的影响 |
| 1.5 讨论与结论 |
| 1.5.1 结论 |
| 第二部分 负载纳米硅酸盐和生长因子SDF-1α的GelMa水凝胶的性能及其修复颅骨骨缺损的作用 |
| 2.1 背景 |
| 2.2 材料 |
| 2.2.1 试剂 |
| 2.2.2 仪器与设备 |
| 2.2.3 实验动物 |
| 2.3 方法 |
| 2.3.1 可注射SDF-1α负载的Laponite-GelMa水凝胶的制备 |
| 2.3.2 负载SDF-1α的Laponite-GelMa水凝胶的表征 |
| 2.3.3 细胞活力,扩散,增殖和迁移分析 |
| 2.3.4 成骨生物标志物表达分析 |
| 2.3.5 基质矿化分析 |
| 2.3.6 修复大鼠颅骨骨缺损 |
| 2.3.7 骨再生分析 |
| 2.3.8 统计学方法与处理 |
| 2.4 结果 |
| 2.4.1 材料表征 |
| 2.4.2 细胞活力,扩散,增殖和迁移分析 |
| 2.4.3 成骨相关的生物标志物表达 |
| 2.4.4 基质矿化 |
| 2.4.5 体内骨愈合和再生 |
| 2.5 讨论与结论 |
| 2.5.1 结论 |
| 第三部分 介孔二氧化硅微球贯序释放SDF-1α和IGF-1的GelMa水凝胶在胫骨骨缺损和椎间骨融合中的应用 |
| 3.1 背景 |
| 3.2 材料 |
| 3.2.1 试剂 |
| 3.2.2 仪器与设备 |
| 3.2.3 实验动物 |
| 3.3 方法 |
| 3.3.1 GelMa-SDF-1α-SiO2(IGF-1)水凝胶的制备 |
| 3.3.2 水凝胶的表征 |
| 3.3.3 SiO2细胞毒性检测 |
| 3.3.4 茜素红S矿化染色 |
| 3.3.5 生长因子释放检测 |
| 3.3.6 四种骨蛋白的表达 |
| 3.3.7 胫骨骨缺损模型 |
| 3.3.8 尾椎融合模型 |
| 3.3.9 统计学方法与处理 |
| 3.4 结果 |
| 3.4.1 材料的表征 |
| 3.4.2 介孔SiO2微球细胞毒性检测 |
| 3.4.3 茜素红S矿化染色 |
| 3.4.4 生长因子释放 |
| 3.4.5 成骨相关蛋白表达 |
| 3.4.6 大鼠胫骨骨缺损动物模型 |
| 3.4.7 大鼠椎间骨融合动物模型 |
| 3.5 结论与小结 |
| 3.5.1 结论 |
| 参考文献 |
| 综述 生物材料与生长因子在骨再生的作用 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间的代表性研究成果 |
| 致谢 |
| 中文摘要 |
| abstract |
| 引言 |
| 第一章 文献研究 |
| 1.1 骨形态发生蛋白的基本特征及功能 |
| 1.2 临床适应症及并发症 |
| 1.3 骨折的治疗 |
| 1.4 骨不连的治疗 |
| 1.5 研究目的 |
| 第二章 资料与方法 |
| 2.1 文献检索 |
| 2.2 纳入标准与排除标准 |
| 2.3 文献筛选 |
| 2.4 文献质量评价 |
| 2.5 数据采集 |
| 2.6 统计学分析 |
| 第三章 研究结果 |
| 3.1 文献检索及筛选结果 |
| 3.2 文献质量评价结果 |
| 3.3 文献基本信息 |
| 3.4 “目的1”的统计分析结果 |
| 3.5 “目的2”的统计分析结果 |
| 第四章 讨论 |
| 4.1 骨形态发生蛋白治疗长骨新鲜骨折 |
| 4.2 骨形态发生蛋白治疗长骨骨不连 |
| 4.3 研究的局限性 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 插图和附表 |
| 缩略词表 |
| 综述 重组人骨形态发生蛋白2治疗四肢骨创伤疾病的临床应用进展 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 个人简历及攻读学位期间获得的科研成果 |
| 前言 |
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 中英文缩略词对照表 |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 前言 |
| 1.2 骨再生的策略 |
| 1.2.1 骨结构的生物学原理 |
| 1.2.2 骨再生的机制 |
| 1.2.3 骨植入材料的设计 |
| 1.3 骨植入物的分类 |
| 1.3.1 自体移植物 |
| 1.3.2 同种异体移植物 |
| 1.3.3 异种骨移植 |
| 1.3.4 已塑形骨组织工程材料 |
| 1.3.5 可注射骨植入材料 |
| 1.4 多孔微球在骨修复中的应用 |
| 1.4.1 多孔微球的特征 |
| 1.4.2 制备多孔微球的材料与方法 |
| 1.4.3 多孔微球的应用 |
| 1.5 本论文的研究目标、内容及创新 |
| 1.5.1 研究目标 |
| 1.5.2 研究内容 |
| 1.5.3 研究创新点 |
| 第2章 表面包被矿化细胞外基质的多孔PEEK微球的制备与表征 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 实验材料和仪器 |
| 2.2.1 实验材料 |
| 2.2.2 仪器设备 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 液-液相分离的原理 |
| 2.3.2 表面光滑PEEK微球的制备 |
| 2.3.3 表面多孔PEEK微球的制备 |
| 2.3.4 表面光滑与多孔PEEK微球的表征 |
| 2.3.5 PEEK微球蛋白吸附能力测试 |
| 2.3.6 PEEK微球的亲水性能表征 |
| 2.3.7 表面包被矿化细胞外基质的多孔PEEK微球的制备与表征 |
| 2.3.8 浸提液细胞毒性检测 |
| 2.3.9 统计分析 |
| 2.4 结果与讨论 |
| 2.4.1 光滑PEEK微球的表面与剖面微结构 |
| 2.4.2 多孔PEEK微球的表面与剖面微结构 |
| 2.4.3 多孔PEEK微球的FTIR表征 |
| 2.4.4 PEEK微球的亲水性表征 |
| 2.4.5 多孔PEEK微球的蛋白吸附能力分析 |
| 2.4.6 矿化细胞外基质的形貌观察和元素分析 |
| 2.4.7 表面包被矿化细胞外基质PEEK微球的热失重分析 |
| 2.4.8 浸提液细胞毒性 |
| 2.5 结论 |
| 第3章 表面包被矿化细胞外基质的多孔PEEK微球的体外生物相容性评估和体内成骨性能评估 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 实验仪器和材料 |
| 3.2.1 实验材料 |
| 3.2.2 仪器设备 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 细胞黏附形态荧光染色观察 |
| 3.3.2 细胞增殖检测 |
| 3.3.3 电镜下观察细胞形态和细胞外基质 |
| 3.3.4 脱细胞-再种植后的黏附荧光染色与增殖检测 |
| 3.3.5 碱性磷酸酶染色及活性检测 |
| 3.3.6 茜素红染色及钙定量检测 |
| 3.3.7 Runx2和Col-I实时荧光定量PCR检测 |
| 3.3.8 大鼠颅骨缺损模型的构建 |
| 3.3.9 Micro-CT数据重建及分析 |
| 3.3.10 组织切片染色观察 |
| 3.3.11 统计分析 |
| 3.4 结果与讨论 |
| 3.4.1 细胞黏附形态和细胞外基质的分泌 |
| 3.4.2 细胞增殖 |
| 3.4.3 脱细胞-再种植后的黏附与增殖分析 |
| 3.4.4 碱性磷酸酶染色及活性分析 |
| 3.4.5 茜素红染色及定量分析 |
| 3.4.6 成骨相关基因分析 |
| 3.4.7 Micro-CT重建及分析评价 |
| 3.4.8 组织切片H&E及Masson染色分析 |
| 3.5 结论 |
| 第4章 多孔PEEK微球表面聚多巴胺涂层黏附IGF-1 和BMP-2 双生长因子的骨修复研究 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 实验材料和仪器 |
| 4.2.1 实验材料 |
| 4.2.2 仪器设备 |
| 4.3 实验方法 |
| 4.3.1 DA涂层及负载双生长因子的多孔PEEK微球的制备 |
| 4.3.2 DA涂层多孔PEEK微球的表征 |
| 4.3.3 ELISA法检测微球生长因子负载量及缓释行为 |
| 4.3.4 负载双生长因子多孔PEEK微球的体外生物相容性研究 |
| 4.3.5 负载双生长因子多孔PEEK微球的体内骨修复研究 |
| 4.3.6 统计分析 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 DA涂层多孔PEEK微球的表征 |
| 4.4.2 ELISA法检测微球生长因子负载量并评估缓释行为 |
| 4.4.3 体外成骨性能评估 |
| 4.4.4 负载双生长因子多孔PEEK微球的大鼠颅骨缺损修复 |
| 4.5 结论 |
| 第5章 结论 |
| 本研究的特色与创新之处 |
| 参考文献 |
| 作者简介及在学期间取得的科研成果 |
| 致谢 |
| 英汉缩略语名词对照 |
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 前言 |
| 第一部分 个性化钛网的临床评价研究 |
| 第一章 临床效果评价 |
| 第二章 成骨精度分析 |
| 第二部分 个性化PEEK网的临床前研究 |
| 第三章 生物力学研究 |
| 第四章 动物试验研究 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 文献综述 面向复杂骨增量的个性化网状植入物研究现状 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 硕士期间已发表的论文 |
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 前言 |
| 一、腰椎退变性疾病的非手术治疗 |
| 二、腰椎退变性疾病的手术治疗 |
| 资料与方法 |
| 1.1 研究对象 |
| 1.2 方法 |
| 1.3 观察指标 |
| 1.4 统计学方法 |
| 结果 |
| 2.1 三组患者的手术相关指标比较 |
| 2.2 三组患者的术后椎间融合率比较 |
| 2.3 三组患者的预后广义估计方程检验结果 |
| 2.4 三组患者手术前、后VAS、JOA评分比较 |
| 2.5 典型病例 |
| 讨论 |
| 3.1 脊柱内固定器械的选择 |
| 3.2 椎体间融合术入路的选择 |
| 3.3 椎间融合器的选择 |
| 3.4 椎间植骨方法的选择 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 综述 TLIF技术的临床应用及进展 |
| 参考文献 |
| 攻读学位期间成果 |
| 中英文缩略词对照表 |
| 致谢 |
| 摘要 |
| abstract |
| 中英文缩略语 |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 前言 |
| 1.1.1 骨骼的生物学结构 |
| 1.1.2 骨骼的生物学修复 |
| 1.2 骨移植物的分类 |
| 1.2.1 自体骨移植 |
| 1.2.2 同种异体骨移植 |
| 1.2.3 异种骨移植 |
| 1.2.4 组织工程材料 |
| 1.3 微球状骨填充材料 |
| 1.4 本论文设计思路和技术路线 |
| 1.4.1 设计思路 |
| 1.4.2 技术路线 |
| 第2章 自分泌ECM修饰拓扑形貌PEEK微球的制备及其体外生物学性质研究 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 实验材料和仪器 |
| 2.2.1 实验材料 |
| 2.2.2 仪器设备 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 表面具有特殊拓扑形貌PEEK微球的制备及表征 |
| 2.3.2 耐高温高压测试 |
| 2.3.3 力学性能测试 |
| 2.3.4 蛋白吸附能力测试 |
| 2.3.5 浸提液细胞毒性检测 |
| 2.3.6 细胞黏附实验 |
| 2.3.7 细胞增殖实验 |
| 2.3.8 脱细胞处理及细胞外基质的表征 |
| 2.3.9 细胞再种植实验 |
| 2.3.10 统计分析 |
| 2.4 结果与讨论 |
| 2.4.1 表面具有特殊拓扑形貌PEEK微球的表征 |
| 2.4.2 耐高温高压性能 |
| 2.4.3 力学性能 |
| 2.4.4 蛋白吸附能力 |
| 2.4.5 浸提液细胞毒性 |
| 2.4.6 细胞黏附及增殖 |
| 2.4.7 细胞外基质的表征 |
| 2.4.8 细胞再种植 |
| 2.5 小结 |
| 第3章 硫酸钙/聚醚醚酮复合微球的制备及其体外生物学性质研究 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 实验材料和仪器 |
| 3.2.1 实验材料 |
| 3.2.2 仪器设备 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 CaSO_4/PEEK微球的制备及表征 |
| 3.3.2 生物矿化实验 |
| 3.3.3 细胞培养 |
| 3.3.4 浸提液细胞毒性检测 |
| 3.3.5 细胞黏附实验 |
| 3.3.6 细胞增殖实验 |
| 3.3.7 碱性磷酸酶活性测定 |
| 3.3.8 茜素红S染色实验 |
| 3.3.9 成骨相关基因表达量检测 |
| 3.3.10 统计分析 |
| 3.4 结果与讨论 |
| 3.4.1 光镜观察大体形貌 |
| 3.4.2 电镜观察及理化表征 |
| 3.4.3 接触角测量 |
| 3.4.4 钙离子释放及pH变化 |
| 3.4.5 生物矿化能力 |
| 3.4.6 浸提液细胞毒性 |
| 3.4.7 细胞黏附及增殖 |
| 3.4.8 碱性磷酸酶活性 |
| 3.4.9 钙沉积能力 |
| 3.4.10 成骨相关基因表达 |
| 3.5 小结 |
| 第4章 不可降解与可降解微球混合应用的体内骨修复研究 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 实验材料和仪器 |
| 4.2.1 实验材料 |
| 4.2.2 仪器设备 |
| 4.3 实验方法 |
| 4.3.1 大鼠颅骨缺损模型的建立 |
| 4.3.2 CT检查 |
| 4.3.3 Micro-CT三维重建 |
| 4.3.4 组织学染色 |
| 4.3.5 统计分析 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 CT评估 |
| 4.4.2 Micro-CT评估 |
| 4.4.3 组织学分析 |
| 4.5 小结 |
| 第5章 结论 |
| 特色与创新之处 |
| 参考文献 |
| 作者简介及在学期间所取得的科研成果 |
| 致谢 |
