一、CVIC/C复合材料及其表面HA涂层成骨细胞体外响应行为对比研究（论文文献综述）
魏永杰[1]（2021）在《医用金属表面微纳复合结构涂层的制备与应用研究》文中研究说明3D打印钛（Ti）植入物具有出色的机械性能和良好的生物相容性,金属钽（Ta）具有优异的抗疲劳特性和化学稳定性,在生物医学领域引起了广泛关注。然而,它们都是生物惰性材料,在植入物和天然骨之间缺乏骨整合,迫切需要表面改性来改善种植体的表面形貌或化学成分以促进骨整合。本论文主要围绕选择性激光快速成型（SLM）医用钛合金Ti-6Al-4V（TC4）表面功能化展开研究,重点探索表面改性工艺对涂层生长特性、表面形貌、亲疏水性等的调控规律,以及仿生矿化机理模型和促成骨作用。具体而言:（1）通过微弧氧化和水热法在3D打印TC4表面制备了掺锶（Sr）的二氧化钛陶瓷涂层。涂层内部疏松多孔,并且含有生物活性元素Ca、P、Sr等,结合力高达39.4N,具有良好的耐腐蚀性。在模拟体液（SBF）中浸泡5天后,能明显诱导磷灰石沉积,磷灰石主要由Ca（33.24 wt%）、P（16.95 wt%）和O（49.25 wt%）组成,钙磷比为1.69,接近羟基磷灰石（HA）理论比值1.67。涂层的超亲水性（接触角从56°减小到9.6°）是影响磷灰石形成的主要原因,这是因为,与相同接触角和曲率半径的平面相比,微纳复合结构能吸收更多体积的SBF（第3章）。（2）经过化学蚀刻和电化学阳极氧化,在3D打印TC4表面形成类似于生物矿化基质表面形态的仿生SrTiO3/TiO2异质结构。具体而言,首先在60℃条件下将TC4片置于盐酸和氯化钙混合溶液中12h形成微米凹坑,随后在含0.3wt%氟化铵和2vol%去离子水的乙二醇溶液中阳极氧化20min生成纳米管,最后采用原位水热法引入功能离子Sr（4.22at%）。SrTiO3纳米管具有较大的比表面积和粗糙度、良好的亲水性（7.6°）、粘附强度（10.51N）和耐腐蚀性（-0.32V）。涂层的羟基官能化表面有助于促进磷灰石的形核与生长,钙和磷从涂层释放到SBF中会导致样品附近溶液过饱和,从而加速磷灰石沉淀,展现出良好的生物矿化能力（第4章）。（3）基于微弧氧化和水热处理在纯钽表面制备“皮质状”掺锌（1.35±0.3wt%）陶瓷涂层。电解液由0.03M葡萄糖酸钙、0.01Mβ-甘油磷酸二钠和0.02M葡萄糖酸锌组成。表面粗糙度（Ra）从钽的0.137μm增加到蠕虫状涂层的1.884μm,并以受控且持续的方式释放Ca、P和Zn离子。与此同时,涂层表现出高结合力（18.9N）、优异的耐腐蚀性和磷灰石诱导能力,具有出色的生物活性。氧化物在电解质中的选择性溶解是“皮质状”微纳复合结构形成的关键,这也是与微弧氧化经典“火山口状”形貌的本质区别（第5章）。综上所述,通过调控3D打印功率、电解液组成、电参数等实现了三种微纳复合结构涂层的构建,其优异生物活性可能会在整形外科植入物中开辟潜在的应用。本文所揭示的微纳复合结构形成机制,微量功能元素的引入和生物活性的改善为金属表面功能化改性提供借鉴和依据,具有重要的理论价值和推广意义。
吴聪[2]（2021）在《钛表面生物压电涂层的构建及其骨修复促进机制研究》文中指出医用钛及钛合金优异的力学性能、耐腐蚀性和生物惰性使得其成为临床上应用最广泛的骨植入材料之一,但在临床方面仍存在亟待解决的问题,其生物惰性在植入体内后因不能和附近组织形成有效的骨性结合存在容易松动甚至失效的可能性。另外,医用钛及钛合金在手术移植过程中不可避免的存在细菌感染的风险,为了有利于骨整合,医用钛及钛合金植入物会设计成有利于细胞粘附的粗糙表面,但这又极大的增加了感染的风险。同时,临床上需要尽可能的缩短骨修复周期以减轻患者的痛苦和不便。为满足临床需求,解决医用钛及钛合金在临床应用时所面临的问题,本文提出了通过对钛表面进行阳极氧化制备出具有纳米管结构的二氧化钛涂层,并将与人骨类似压电效应的聚偏氟乙烯（PVDF）高分子材料和钛酸钡陶瓷材料分别引入到钛表面二氧化钛纳米管涂层中,制备出具有压电效应的钛表面涂层,研究具有压电效应的钛表面涂层的骨整合和骨生长过程,在此基础上进一步将药物引入到所制备的涂层中抑制细菌感染,探讨压电效应在药物辅助促进骨修复过程中所起到的作用。在钛表面制备出PVDF生物压电涂层,涂层的压电系数越高涂层的亲水性越好,当压电系数为2.61p C/N时,涂层的接触角可达47°。电晕极化处理对PVDF生物压电涂层接触角的影响具有时效性,极化处理使得PVDF的氟离子烧蚀,空气中的氧原子进入到涂层中。接触角的改变中,表面电荷约占40%,涂层成分的改变约占接触角改变的60%,在生理载荷下可保留极化处理所带来的亲水性改变。添加20%纳米HA颗粒后,HA/PVDF涂层的接触角降低了11.3%,同时压电系数也降低了41.76%。极化处理对20HA/PVDF复合的接触角有较大的影响,当复合涂层的压电系数为1.52p C/N时,涂层的润湿角为31.7°;在生理载荷的作用下,20HA/PVDF复合生物压电涂层体现出卓越的矿化能力,在SBF中浸泡一天后,涂层表面沉积一层类骨磷灰石,与在SBF中浸泡14天未加载的涂层所增加的质量相同。所发明的生理载荷装置能很好地体现生物压电材料的压电特性对体外矿化的促进作用。通过原位反应制备出钛表面TiO2@BaTiO3同轴纳米管涂层,优化了涂层的制备工艺并对其形成机理进行了分析。在200℃的0.03mol/L的氢氧化钡水热溶液中反应2h所得到的钛表面TiO2@BaTiO3同轴纳米管涂层的压电系数可达0.28p C/N,极化后的TiO2@BaTiO3同轴纳米管涂层可显着促进成骨细胞的增殖和粘附,表现出良好的生物相容性。成功的在3D打印医用钛合金支架表面制备出TiO2@Ba TiO3同轴纳米管涂层。极化后的TiO@BaTiO3涂层支架可显着促进MSCs和HUVECs的增殖,涂层所具有的压电效应使得MSCs成骨相关基因ALP、Runx2、Col-1和osterix的m RNA水平显着增高,促进MSCs向成骨分化;同时,可促进HUVECs分泌VEGF和PDGF-bb加速新血管的生成;极化后的TiO2@BaTiO3涂层支架植入山羊椎体内8个月后可实现与椎体的完全融合,骨体积分数可达24.09%;该涂层支架内的血管数量最多、最大血管直径最大,血管总长度可达2704.21±159.23μm,最大血管长度可达1053.69±103.59μm,显着高于钛合金支架组,说明具有压电效应的TiO2@BaTiO3涂层支架可促进新骨的生长和血管化。利用所制备的钛表面TiO2@BaTiO3同轴纳米管涂层中的同轴纳米管结构特性,将盐酸万古霉素和纳米银分别载入到TiO2@BaTiO3同轴纳米管中。涂层所具有的压电效应对同轴纳米管中药物的释放具有“大坝”效应,极化后TiO2@BaTiO3-V涂层中盐酸万古霉素的扩散速率明显降低了,7天内的累积释放量减少了54.8%。TiO2@BaTiO3-V（P）涂层即使在模拟体液中浸泡7天后也显示出良好的抗菌性能。此外,TiO2@BaTiO3-V（P）涂层表面的负电荷促进了成骨细胞的生长,极化后的涂层更容易被体内所接受;TiO2@BaTiO3同轴纳米管载银涂层所具有“大坝”效应不仅能有效的延长涂层的抗菌效果,而且所形成的高浓度银离子作用区可使得低浓度载银量（0.4mol/L）涂层达到高浓度载银量涂层（0.8mol/L）涂层相同的抗菌效果,但动物肝脏和肾中银离子的累积量BT-Ag0.4（P）涂层仅为BT-Ag0.8涂层的38.4%和48.7%。压电效应有助于降低涂层所释放出来的银离子在体内器官中的累积量,从而降低涂层的体内毒副作用。
伞宏赡[3]（2020）在《Ti-6Al-4V合金表面钙磷复合涂层的构建与矿化行为》文中研究指明Ti-6Al-4V合金具有优异的加工性能、机械性能和生物相容性,且生物毒性较低,常被用作骨替代材料。然而它的性质和结构与骨相差很大,界面容易出现微动,且在体液环境中易发生摩擦腐蚀,产生金属碎屑导致炎症。此外,Ti-6Al-4V合金杨氏模量远高于皮质骨,植入后会产生“应力屏蔽”,诱发骨质疏松症。本文针对钛合金生物惰性和耐蚀性不足以及过高的弹性模量,采用微弧氧化法构建了适合3D打印多孔钛合金支架的生物活性涂层。同时,通过对钙磷相的沉积及在模拟体液中的矿化行为进行热力学分析,在微弧氧化预处理的钛合金表面设计并构建钙磷涂层,实现对涂层微观结构的调控,并阐明了涂层的沉积机制。对钙磷涂层在模拟体液中的矿化行为和电化学性能的演化规律进行了研究,建立了涂层微观组织结构与生物活性的内在联系,提出了钙磷涂层的体外矿化机理。在涂层中引入氧化石墨烯（GO）添加剂,进一步提高了涂层生物活性、耐蚀性和细胞代谢活性,并阐明了GO对涂层形成的影响。研究了电解液成分微弧氧化层形成过程、微观结构及厚度的影响,并发现微弧氧化层存在不仅提高了钛合金的耐蚀性,并且通过增加羟基磷灰石（HA）的形核位点提高了钛合金的生物活性。3D打印多孔钛合金支架的复杂拓扑结构会影响表面电荷分布,进而影响微弧氧化层的形貌和均匀性。细胞可以在支架的空隙中生长,形成机械结合,有利于提高植入体的生物固定。系统的研究了阴极电沉积参数（沉积电流密度、温度和时间）对微弧氧化钛表面钙磷涂层微观结构的影响规律。揭示了阴极电沉积过程中钙磷涂层随沉积温度及电流密度升高的物相演化规律为:二水合磷酸氢钙（DCPD）、DCPD+HA及HA,通过调控沉积液温度与电流密度形成了所设计的DCPD+HA双相结构。在沉积温度保持不变的情况下,较高的沉积电流密度和较长的沉积时间会引起Ca（OH）2沉积。微弧氧化基体上形核长大的DCPD和HA具有菜花状结构,而在菜花状结构上形核长大的DCPD、HA和Ca（OH）2形貌为小颗粒状或针状。对双相涂层进行形成动力学分析,发现沉积初期涂层成分为单相DCPD,30 min后HA沉积在DCPD表面。研究了不同电沉积工艺参数对所得涂层性能的影响,发现涂层的微观结构显着影响其在模拟体液浸泡过程中的矿化和电化学行为。钙磷涂层在模拟体液中均能诱导HA的沉积,从而提高基体的矿化性能。单一DCPD涂层由于在模拟体液中的迅速溶解,在促进HA沉积的同时降低了对基体的保护作用。单一HA涂层虽然能够在模拟体液中稳定存在,有效地保护了基体,但其矿化性能较弱。只有DCPD+HA双相涂层表现出了优异的矿化和电化学性能。通过微弧氧化法构建了三种含碳材料添加剂的氧化层,添加剂对氧化过程和氧化层成分没有明显影响,但提高了氧化层的耐蚀性、生物活性和细胞黏附性,其中含GO的微弧氧化层具有更好的耐蚀性,矿化性能提高约11%,同时具有促MC3T3-E1细胞成骨分化的能力。同时,在微弧氧化钛合金表面构建了GO/DCPD+HA复合涂层,通过比较DCPD+HA与GO/DCPD+HA涂层的微观结构、矿化性能及形成动力学,揭示了GO对DCPD+HA涂层沉积的影响。GO通过在电沉积初期为HA提供了更多的形核位点,促进了HA的形成,并影响了HA和DCPD相的形貌。GO的加入使矿化性能提高约12%,并显着提高了涂层的耐蚀性和细胞代谢活性。
张凯亮[4]（2020）在《钛基植入材料涂层的生物活性及其对口腔菌群遗传多样性的影响》文中认为研究目的医疗植入体在临床中得以普遍应用,其根本在于其与其周围组织之间形成了骨组织的整合、长入以及融合过程。―骨整合理论‖揭示所有医用植入材料与人体骨之间成功的发生结合,是植入/种植成功的关键要素。多项临床研究表明,植入材料本身的理化、机械力学性能以及植入后局部炎症是成功的两大主要影响因素。而钛（Ti）及其钛合金（Ti6Al4V）是目前医学临床中应用最为广泛的植入体材料,具有良好的理化性能、生物相容性和骨结合性能,是医用植入材料的―金标准‖。然而,因其易发生氧化的缘故,纯钛在空气中极易形成一层致密的氧化物薄膜,从而导致其出现生物惰性或者因离子释放造成过敏等不良反应。通常由于口腔复杂的微环境中存在大量的细菌微生物,在植入体形成骨结合的过程中不可避免地在其周围形成细菌滞留、定殖,造成机体细胞和口内微生物竞争性地附着于植入材料表面,当宿主机体的免疫反应平衡被打破,将引起植入体周围感染并最终导致种植手术失败。目前预防植入体周围的感染缺乏有效手段,因此,探索研发新型的植入体功能化材料对于解决这一医学难题显得至关重要。本研究基于不同的材料改性方法对纯钛以及钛合金进行改性,赋予其良好的生物相容性、抗菌抗炎性能,并评价其对口腔微生物群落遗传多样性的影响,以期为临床中骨组织修复与重建、软组织诱导再生提供一种优选策略。研究方法1.采用溶胶-凝胶法在纯钛表面成功制备不同浓度的含钇羟基磷灰石涂层（Y-HA）;通过扫描电子显微镜（SEM）、原子力学显微镜（AFM）、X射线衍射仪（XRD）以及X射线光电子能谱仪（XPS）等对制备涂层的微观形貌及结构进行表征分析;并将人牙龈成纤维细胞（HGF）接种于不同涂层样品表面分别培养1、3、5天观察,进行CCK-8细胞增殖能力检测;采用SEM和AFM观察细胞的生长铺展、粘附情况,ELISA法检测HGF细胞分泌Col-1的情况;进一步将变形链球菌在不同涂层样品上培养后,检测改性涂层的抗菌性能。2.采用微弧氧化技术制备含不同浓度钇（Y）的二氧化钛（Ti O2）微孔涂层,并利用SEM、AFM、XRD及XPS等对制备涂层的微观形态及结构进行表征检测,通过免疫荧光（IF）及免疫印迹（WB）等方法观察不同载钇涂层对小鼠胚胎成骨前体细胞（MC3T3-E1）、HGF的增殖、生长铺展形态、细胞粘附、相关骨形态发生蛋白和基因表达的影响,进一步在改性涂层表面培养大肠杆菌及金黄色葡萄球菌,测试改性涂层的抗菌性能。3.基于遗传学视角研究新改性材料对口腔菌群遗传多样性的影响,以评估其抗菌能力。采集临床中健康的成年人唾液,与实验1及2中制备的新改性材料进行共培养,并与未培养唾液形成对照,通过16Sr-DNA高通量测序及生物信息学分析改性涂层对口腔菌群遗传多样性的影响。4.通过构建斑马鱼材料植入模型考察新涂层材料的抗炎性能。本实验将Y0-Ti、Y7-HA-Ti以及Y9-Ti O2复合材料以钛丝表面涂层形式植入斑马鱼下腹腔后,定位于臀部肌肉组织内,观察不同材料周围组织的炎症反应,并使用ELISA法检测炎症因子表达量,组织形态观测评估植入涂层材料对斑马鱼体内抗炎作用。研究结果1.a)材料学表征结果显示:掺入不同浓度钇的羟基磷灰石涂层在纯钛片表面制备成功,且不同浓度钇的掺杂不会显着影响羟基磷灰石涂层的微形貌、粗糙度、晶相结构等基本理化性能;b)细胞实验结果显示:Y-HA组细胞增殖能力优于Ti组（P<0.05）、掺7%钇的羟基磷灰石涂层（Y7-HA）表面的HGF细胞生长铺展形态较其他组更优（P<0.05）、细胞刚度在羟基磷灰石（HA）组和Y7-HA组较Ti组相比明显较高（P<0.05）;c)分子实验表明HGF合成的Col-1水平与Y的掺杂浓度和细胞培养时间成正比;d)抗菌实验表明Y-HA可以有效减少变形链球菌的增殖和粘附（P<0.05）。2.a)材料学实验表明:实验中成功制备了载钇二氧化钛（Y-Ti O2）微孔涂层,且基本理化性能较未载钇（Y0-Ti O2）组无明显变化;b)细胞学实验结果表明,MC3T3-E1及HGF在载钇二氧化钛涂层材料表面的增殖能力较对照组显着增强（P<0.05）;c)分子实验表明,在第1、3、7天,Y-Ti O2涂层材料组的碱性磷酸酶（ALP）、转化生长因子（TGF-β）以及骨形态发生蛋白（BMP-2）的表达量均显着增加（P<0.05）,且茜素红矿化染色钙结节的量与钇浓度掺入量呈正相关;d)抗菌实验表明,较高浓度的载钇涂层具有显着的抗菌性能。3.不同方法制备的掺钇抗菌涂层对口腔微生物菌群多样性整体分布的影响不明显,α多样性及β多样性均未发生明显变化,同时未引起口腔内细菌丰度和种类的明显改变,但口腔中放线菌及杆菌等有害菌的丰度有所下降。4.复合材料植入后,检测相关炎症因子白介素-6（IL-6）和肿瘤坏死因子（TNF-α）的水平表达无差异,组织形态学观测三组不同植入的斑马鱼肌肉组织均显示轻微炎症反应,但镜下观察三组间的炎性细胞浸润程度并未见明显差异。研究结论1.纯钛表面的Y-HA涂层提高了材料的生物相容性且减少了细菌的粘附,该载钇改性涂层表现出一定的抗菌特性,其抗菌性不仅能降低口腔中放线菌等有害细菌的丰度,且未对唾液整体菌群产生明显影响,这一特点印证其在临床潜在应用的可行性,可用于医用植入物,并能促进植入物周围软组织的整合与再生。2.Y-Ti O2涂层具有良好的生物相容性,且较高浓度含钇涂层具有优良的抗菌性能。因此,Y-Ti O2微孔涂层能够促进并诱导植入物周围硬组织以及软组织的结合与修复再生,这提示新型改性材料可能具有良好的植入应用前景。3.本实验研究了不同改性钛基材料的体内炎症反应情况,证实改性材料未引起明显的炎症反应,未加重炎症的发展,为其在临床植入中的应用提供了实验基础。
李启特[5]（2020）在《羟基磷灰石/石墨烯/氧化石墨烯改性镁合金的制备及其载药性能研究》文中指出镁及其合金具有良好的生物相容性和与自然骨相当的力学性能,是一种很有发展前景的骨植入材料。它们可以被逐渐降解和吸收,从而避免在组织完全愈合后进行二次移除手术。然而,在生理环境中,高腐蚀率会导致植入体的早期机械失效,限制了镁合金在生物领域的临床应用。所以必须改善镁合金的抗腐蚀性能,以扩大其临床应用。本文选用具有良好生物相容性的ZK60镁合金,利用水热法在镁合金表面制备羟基磷灰石（HA）涂层,并对其制备条件进行优化。结果表明涂层溶液p H为9,水热温度为105℃,水热时间为18 h时能最大程度（9.77倍）提高镁合金基体的抗腐蚀性能。同时实验还证实涂层的微观形貌主要是受到涂层溶液p H的影响,水热温度和时间主要影响HA晶体的生长速率,并不改变HA晶体的形貌和生长方向。在最优化HA涂层的基础上,利用石墨烯/氧化石墨烯（G/GO）进一步提高镁合金的抗腐蚀性能,并利用SEM、XRD、FTIR、拉曼光谱等对复合涂层进行表征。结果表明,在水热涂层溶液中添加G或GO时,G改变了HA晶体的生长取向,GO细化了晶粒,两者均可提高复合涂层改性镁合金的抗腐蚀性能（HA/05G:1.65倍;HA/05GO:1.77倍）。在水热涂层溶液中同时添加G与GO时（G:GO=3:2、1:1）,比单独添加G或GO能更好地提高抗腐蚀性能。HA/05G、HA/05GO和HA/3G/2GO复合涂层的界面结合强度较HA涂层分别提高了3、1和3个等级。研究了HA、HA/05GO和HA/3G/2GO三种涂层改性镁合金试样对淫羊藿苷的载药性能。结果表明,三种涂层均能有效负载药物淫羊藿苷,但是复合涂层中发挥载药主要作用的是HA,加入GO后,HA/05GO复合涂层的载药释放量比HA涂层仅提高了8.98%,HA/3G/2GO复合涂层对淫羊藿苷的负载量较HA涂层反而下降了24.22%。
拜凤姣[6]（2019）在《丝素蛋白基生物医用纺织材料的织物组织结构对细胞生长行为的影响》文中指出随着纺织科学与材料与生物医学的深度交叉和快速发展,纺织材料在医学领域的应用得到迅速发展。生物医用纺织材料的用途十分广泛,其在组织工程领域就有着十分巨大的潜力。生物医用纺织材料在生物材料的开发与应用中发挥着不可替代的作用。纺织材料固有的微米尺度纤维结构以及具有规则的多孔结构,使其表面拓扑形貌对生物环境十分友好。目前,通过丰富的纺丝方法和纺织手段可有效调控纤维材料的组分、结构以及材料的表面拓扑形貌结构,并且人们也清楚地认识到生物医用纺织品材料这种易控的微纳多级拓扑结构可以对细胞的生物学行为产生影响,并进一步引导细胞实现特定的生物功能。生物医用纺织品材料的发展可以为研究细胞对生长微环境的响应机制提供有效的结构模板,并且为组织再生修复提供一个极有前景的治疗途径。本论文借助纺织手段获得具有不同组织结构的三种丝素面料:平纹组织丝织物（SFP）、斜纹组织丝织物（SFT）以及缎纹组织丝织物（SFS）,并利用交替矿化与模拟体液浸泡方法,在丝素面料表面成功引入了均匀的纳米羟基磷灰石（HA）晶体涂层,制备具有微纳多级结构的SF/HA复合生物医用纺织材料。研究了织物组织结构对细胞粘附、增殖以及迁移行为的控制作用,考察了纳米HA的引入对织物表面浸润性、机械性能和细胞相容性的影响,以期实现对细胞生长行为的精准引导与控制。主要研究结果如下:（1）通过织物组织结构存在显着差异的三种丝素面料SFP、SFT和SFS引导和控制细胞的生长行为。结果说明,织物组织结构可有效引导和控制细胞的粘附区域、粘附伸长长度和取向度,细胞在缎纹SFS上表现出最为明显的各向异性的生长行为;而细胞在三种面料上的增殖行为没有显着差异,说明细胞增殖行为主要与面料的化学组分与微米纤维结构有关,因为三种面料的基本构造单位均为直径约10-14 μm丝素蛋白纤维。（2）体外模拟伤口愈合实验结果表明,具有显着各向异性的缎纹丝素面料（SFS）可增强对细胞定向迁移行为引导和控制作用,细胞在SFS样品上5天可完成伤口模型的愈合。（3）利用交替矿化法和模拟体液浸泡法,可在丝素面料表面成功构筑均匀的纳米HA晶体涂层;交替矿化过程中P溶液的pH值对涂层的理化性质影响显着,随着P溶液pH值的升高,涂层中钙磷盐颗粒尺寸减小到纳米级,并且具有微纳多级结构的SF/HA复合面料表面呈现超亲水性;SF/HA复合面料具有良好的生物活性。（4）体外细胞培养实验结果表明,丝素面料在引入纳米HA涂层后仍然保持优良的生物相容性,纳米HA与具有明显各向异性的缎纹组织结构（样品SFS/HA）可共同作用增强对细胞粘形态和沿纤维长轴方向取向生长的引导和控制作用。
晏玲[7]（2018）在《高分子调控脉冲电沉积构建钛基抗菌骨诱导纳米羟基磷灰石涂层》文中进行了进一步梳理近年来,人工骨修复材料在治疗骨组织损伤方面得到广泛应用。临床上应用最多的是金属植入材料,因为金属植入材料有着良好的力学性能。在钛金属表面引入纳米羟基磷灰石（Hydroxyapatite,HA）涂层是提高植入体生物活性的有效途径。钛基HA涂层材料植入人体后,有利于细菌的黏附繁殖,影响治疗效果。无机金属抗菌剂因其良好的稳定性,高效的抗菌性常被掺杂在HA中。然而过量的金属离子会对人体产生毒性作用,因此需要在材料中引入螯合剂以达到控制金属离子释放的目的。本研究采用脉冲电化学沉积法高分子聚合物原位调控HA-NPs和无机纳米粒子,实现双调控,使其共同沉积在生物医用钛表面,制备出既有良好骨诱导能力又有优异的抗菌能力,且对人体细胞无毒作用的复合涂层。用扫描电子显微镜（SEM）对复合涂层材料形貌进行表征,用傅立叶红外光谱仪（FTIR）和X射线粉末衍射仪（XRD）对复合涂层材料的成分进行表征,用热重分析仪（TG）对复合涂层的热稳定性进行分析。分别探讨了沉积过程中,天然高分子壳聚糖（Chitosan,CS）和导电高分子聚吡咯（Polypyrrole,PPy）对球形HA-NPs、Ag-NPs、Cu-NPs和ZnO-NPs的调控机理。研究内容如下:（1）CS原位调控脉冲电沉积制备抗菌和耐磨的HA/Ag涂层。探讨了沉积电位、Ag+浓度和Ca2+浓度对涂层的影响,获得了球形纳米颗粒均匀分散的复合涂层。HA/Ag/CS纳米复合涂层显示出优异的生物诱导活性、耐磨性和生理稳定性。HA/Ag/CS复合涂层具有优异的抗菌性能,对成骨细胞和血管内皮细胞的增殖无不良影响,能诱导骨髓间充质干细胞向成骨细胞分化,具有良好的成骨能力。（2）PPy调控HA晶粒细化构建多功能钛HA/Ag纳米涂层。探讨了吡咯（Py）、Ag+、Ca2+的浓度对复合涂层形貌及成分的影响。分析了PPy调控形成球形HA-NPs和Ag-NPs的形成机理。研究结果表明,HA/Ag/PPy复合涂层具有良好的生物活性和抗菌性,对血管内皮细胞的增殖无影响、能诱导骨髓间充质干细胞向成骨细胞分化。（3）PPy配位和掺杂双调控构建多功能HA/Cu纳米涂层。该方法的参数优化条件为Py浓度为0.03 mol·L-1,Cu2+浓度为0.3 mmol·L-1,脉冲电位1-1.5V。结果表明有良好的生物活性、生理稳定性和抗菌性,体外细胞培养结果复合涂层对血管内皮细胞和骨髓间充质干细胞无毒。（4）PPy配位和掺杂双调控构建多功能HA/ZnO纳米涂层。该方法的参数优化条件为Py浓度为0.03 mol·L-1,Zn2+浓度为0.3 mmol·L-1,脉冲电位1-2.5V。结果表明有良好的生物活性、生理稳定性和抗菌性,体外细胞培养结果复合涂层对血管内皮细胞和骨髓间充质干细胞无毒。
曹盛[8]（2018）在《碳/碳复合材料表面仿生胶原和RGD多肽生物活性涂层研究》文中认为碳/碳（C/C）复合材料是一种具有良好生物相容性的医用骨科植入材料,其表面疏水,属于生物惰性材料,直接植入生物体内易产生碳磨损颗粒。为了使C/C复合材料具有生物活性并减少碳磨损颗粒产生,需在其表面制备具有仿生结构的生物活性涂层。本文为提高C/C复合材料表面生物活性,根据C/C复合材料与人体组织接触区域和植入体用途的不同,分别制备了具有生物活性的软质和硬质涂层,以适应具体的应用要求。软质涂层制备是首先在双氧水改性后的C/C复合材料表面制备具有良好结合强度的胶原（COL）过渡涂层,再在其表面制备具有三维仿生结构的胶原/纳米羟基磷灰石（COL/nHA）支架涂层。硬质涂层制备是在C/C复合材料表面制备枝接有Arg-Gly-Asp（RGD）多肽的类石墨碳（GLC）涂层。主要研究内容和结论如下:采用混合酸氧化和双氧水氧化改性方法对C/C复合材料表面进行功能化处理。结果表明,混合酸氧化改性方法可以大幅提高C/C复合材料表面润湿性,表面接触角可达到26.3±4.5°,并生成了大量含氧官能团。但是改性后的C/C复合材料表面出现了热解碳基体剥落现象和S元素残留等问题,限制了该方法改性后基体的进一步应用。双氧水氧化改性方法同样可以改善C/C复合材料表面润湿性,表面接触角可达到65.3±8.4°。虽然不能像混合酸氧化改性方法那样大幅改善C/C复合材料表面润湿性,但C/C表面依然生成了羟基（C-OH）、羧基（COOH）和羰基（C=O）等含氧官能团,而且这种温和的表面功能化方法并没有对C/C复合材料产生损伤。相较于未改性的C/C复合材料表面,小鼠成骨细胞（MC3T3-E1）在双氧水氧化改性C/C（H-C/C）复合材料表面的黏附和增殖能力均增强。通过对MC3T3-E1成骨细胞在C/C和H-C/C基体表面细胞形貌观察进行对比分析,发现C/C复合材料表面孔隙中残留的空气会对成骨细胞的黏附有一定的抑制作用。双氧水氧化改性改善了C/C复合材料表面润湿性,有利于MC3T3-E1成骨细胞向其表面孔隙内部生长。采用自然干燥法在H-C/C复合材料表面制备不同初始pH值的软质COL过渡涂层,并分别使用碳二亚胺（EDC）和真空热交联（DHT）交联提高COL涂层与基体结合强度。结果表明,不同初始pH值的COL涂层均与H-C/C基体具有良好的结合强度,同时MC3T3-E1成骨细胞在所有的COL涂层表面都有良好的细胞黏附和增殖情况。DHT交联可以有效提高COL涂层与基体结合强度,而EDC交联则无法提高甚至会影响COL涂层和H-C/C基体的稳定结合。其中当初始pH值为2.5时,COL涂层与H-C/C基体结合强度可以达到8 MPa,进一步经过DHT交联后,交联温度105°C,交联时间2天,COL涂层与H-C/C基体结合强度可以提高50%,达到12 MPa以上。采用冷冻干燥方法在软质COL过渡涂层表面制备COL/nHA多孔支架涂层,并种植MC3T3-E1成骨细胞研究支架涂层的生物活性和矿化诱导能力。结果表明,当胶原和纳米羟基磷灰石（nHA）质量浓度比为1:3时,COL/nHA支架涂层在压缩应变为50%时,压缩强度可达到52.2 KPa。另外,MC3T3-E1成骨细胞在COL/nHA支架涂层中良好的黏附和增殖,并在矿化诱导培养第2到3周期间出现COL/nHA支架涂层中活细胞数量处于动态平衡的情况。其原因是COL/nHA支架涂层中的成骨细胞处于不同的细胞状态,包括增殖、分化和凋亡。与此同时COL/nHA支架涂层内部还出现了细胞外基质重构现象,并出现了纳米颗粒和纳米纤维交错的类骨组织形态结构。采用非平衡磁控溅射方法在C/C复合材料表面制备硬质GLC涂层,使用双氧水氧化改性方法对其进行改性和枝接RGD多肽。结果表明,GLC涂层和C/C基体之间具有良好的匹配,不需要引入过渡层来改善两者之间的结合。使用双氧水在40°C改性1小时候后,GLC涂层表面生成大量含氧官能团,表面润湿性大幅提高,其表面接触角可达到27.2±2.8°。将RGD多肽枝接到改性后的GLC涂层表面后,涂层的生物活性大幅提高,MC3T3-E1成骨细胞在其表面的黏附也显着增强。
王雷[9]（2018）在《聚多巴胺修饰钛金属表面载铜涂层的制备及抗菌性能与促进骨整合的实验研究》文中提出第一部分表面载铜的钛金属材料的制备与表征检测目的:利用多巴胺在弱碱性条件下自聚合形成的聚多巴胺涂层沉积于钛金属表面,将铜离子通过聚多巴胺的螯合作用沉积在纯钛（Titanium,Ti）金属材料表面,制备出表面载铜的钛金属复合材料,并对其进行检测与表征。方法:将纯钛片依次用丙酮、无水乙醇、去离子水超声清洗后,将上述材料避光浸泡在2mg/m L的多巴胺溶液中（10m M Tris-HCL溶液,PH=8.5）24小时,在纯钛片表面制备出聚多巴胺涂层（Ti-PDA）,随后将含有聚多巴胺涂层的纯钛片分别浸泡在0.02 mol/L、0.1 mol/L和0.5 mol/L的Cu Cl2溶液中1小时,制备出表面具有不同含量载铜涂层的钛金属复合材料（Ti-PDA-Cu 0.02、Ti-PDA-Cu 0.1、Ti-PDA-Cu 0.5）。涂层的形貌和化学元素构成分别采用扫描电镜和X射线光电子能谱仪予以分析,自动化接触角测量仪测定各组涂层表面的水接触角、对各组涂层的可湿性进行分析,并检测三组不同含量载铜涂层的铜离子释放。结果:扫描电镜观察显示聚多巴胺涂层和掺入的铜元素未显着改变涂层的表面形貌。X射线光电子能谱分析显示,三组不同含量载铜涂层中分别含有4.28 at%、6.01 at%和8.47 at%的铜元素。接触角测试显示经过聚多巴胺涂层处理后各组材料表面的亲水性明显改善。铜离子释放试验证实三组不同含量载铜涂层均能够向周围溶液中持续释放铜离子。结论:利用多巴胺的自聚合以及聚多巴胺的螯合作用,能够在钛金属表面制备出不同含量的载铜涂层。聚多巴胺涂层和掺入的铜元素并未显着改变涂层的表面形貌,但涂层的化学构成发生改变,涂层的亲水性显着改善,不同含量载铜涂层均能够向周围溶液中持续释放铜离子。第二部分表面载铜的钛金属材料的体外抗菌性能检测目的:研究表面具有不同含量载铜涂层的钛金属复合材料对革兰氏阳性金黄色葡萄球菌和革兰氏阴性大肠杆菌的抗菌性能。方法:以Ti-PDA、Ti-PDA-Cu 0.02、Ti-PDA-Cu 0.1、Ti-PDA-Cu 0.5作为实验组,将纯Ti片作为对照组,以金黄色葡萄球菌菌株ATCC 25923和大肠杆菌菌株ATCC 25922为实验菌株。分别将金黄色葡萄球菌菌株与大肠杆菌菌株接种于各组材料培养24小时,采用平板计数法进行活菌计数,观察各组材料的抑菌效果,实验重复三次计算其抑菌率并拍摄涂板照片。结果:平板计数法抑菌实验结果提示:培养24小时以后,Ti-PDA-Cu 0.5和Ti-PDA-Cu 0.1组对金黄色葡萄球菌的平均抗菌率分别为99.4%和91.9%,显着高于（p<0.01）Ti-PDA-Cu 0.02及Ti-PDA组,其对金黄色葡萄球菌的平均抗菌率分别为41.5%和10.2%。对大肠杆菌的平均抗菌率也有相似的趋势,Ti-PDA,Ti-PDA-Cu 0.02、Ti-PDA-Cu 0.1和Ti-PDA-Cu 0.5对革兰氏阴性大肠杆菌的平均抗菌率分别为11.9%、46.2%、92.3%和98.3%。拍摄的涂板照片显示,随着铜含量的增加菌落数逐渐减少,在Ti、Ti-PDA和Ti-PDA-Cu 0.02组,可见大量的金黄色葡萄球菌和大肠杆菌菌落,而在Ti-PDA-Cu 0.1和Ti-PDA-Cu 0.5组形成的细菌菌落明显减少。结论:表面具有不同含量载铜涂层的钛金属复合材料对革兰氏阳性金黄色葡萄球菌和革兰氏阴性大肠杆菌均具有明显的抑菌作用,随着铜含量的增加其抑菌作用显着增强。其中,Ti-PDA-Cu 0.1和Ti-PDA-Cu 0.5组具有优良的抑菌性能。第三部分表面载铜的钛金属材料的生物相容性检测目的:研究表面具有不同含量载铜涂层的钛金属复合材料对MC3T3-E1成骨细胞粘附与增殖的影响。方法:以同样的细胞量将MC3T3-E1成骨细胞种植在五组不同的材料表面,将Ti设为对照组,采用扫描电镜于第24小时观察成骨细胞在不同材料表面的铺展情况;采用细胞计数CCK-8法分别在1、3、5、7天检测粘附于各组涂层表面的细胞数目;于24小时终止培养,对各组材料表面粘附的MC3T3-E1成骨细胞进行细胞肌动蛋白张力纤维、细胞核双重荧光染色,观察各组涂层表面的细胞骨架分布形态。结果:扫描电镜观察结果表明,在培养24小时后,MC3T3-E1成骨细胞在不同材料表面表现出不同的形态。细胞在纯Ti片组表现为相对圆的形状,而细胞Ti-PDA、Ti-PDA-Cu 0.02、Ti-PDA-Cu 0.1、Ti-PDA-Cu 0.5组表现为更加平坦和不规则的形状。CCK-8检测结果表明:各组材料表面的细胞在不同检测时间点均可以良好的增值。第1、3、5天时,纯Ti片组的细胞增殖优于Ti-PDA、Ti-PDA-Cu 0.02、Ti-PDA-Cu 0.1、Ti-PDA-Cu 0.5组,而在培养到第7天时,五组材料表面的细胞数量没有显着性差异。荧光染色结果显示:MC3T3-E1成骨细胞可以很好地粘附于各组材料表面,细胞在纯Ti片组因细胞骨架分布未充分铺展而表现为相对圆的形态,而在Ti-PDA、Ti-PDA-Cu 0.02、Ti-PDA-Cu 0.1、Ti-PDA-Cu 0.5组细胞骨架充分铺展从而表现出明显的扁平和不规则的形态。结论:通过将表面具有不同含量载铜涂层的钛金属复合材料与MC3T3-E1成骨细胞共培养观察,研究结果显示不同含量载铜涂层的钛金属复合材料不仅具有良好的生物相容性,而且有助于MC3T3-E1成骨细胞的细胞粘附和铺展。第四部分表面载铜的钛金属材料体内抑菌性能和促进骨整合的动物实验研究目的:研究表面具有不同含量载铜涂层的钛金属复合材料的体内抑菌性能及促进骨假体整合的生物学作用。方法:通过建立一种内植物感染相关的骨髓炎动物模型来模拟假体周围感染。以Ti-PDA、Ti-PDA-Cu 0.02、Ti-PDA-Cu 0.1、Ti-PDA-Cu 0.5作为实验组,将Ti金属作为对照组。实验使用了40只雄性SD大鼠并随机分为五组,采用微型电钻在左侧胫骨近端髓腔开孔并接种20μL浓度为104 CFU/m L的金黄色葡萄球菌悬液,随后植入长度为1厘米,直径为1.2毫米的定制型钛棒。我们通过Micro-CT与组织学切片及免疫组化染色系统研究了各组材料在体内的抗菌作用和促进骨整合的生物学作用。结果:H&E染色显示术后2周Ti、Ti-PDA和Ti-PDA-Cu 0.02组内植物周围的骨组织中可见大量的中性粒细胞、术后4周可见许多慢性炎性细胞浸润,而在Ti-PDA-Cu 0.1和Ti-PDA-Cu 0.5组未见明显感染迹象。Masson染色提示在术后2周,Ti-PDA-Cu 0.1和Ti-PDA-Cu 0.5组骨组织/内植物界面有纤维组织形成,术后4周时骨组织/内植物界面可见纤维组织减少并伴有编织骨形成。而Ti、Ti-PDA和Ti-PDA-Cu 0.02组的骨组织/内植物界面未见新骨形成。TRAP染色结果显示术后2周Ti、Ti-PDA和Ti-PDA-Cu 0.02组内植物周围的骨组织中可见典型的破骨细胞活性增高的骨吸收征象、术后4周时破骨细胞数减少。而在Ti-PDA-Cu 0.1和Ti-PDA-Cu 0.5组未见明显的骨吸收征象。免疫组化染色显示术后2周,在Ti、Ti-PDA和Ti-PDA-Cu 0.02组内植物周围的骨组织中可见大量的金黄色葡萄球菌、Ti-PDA-Cu0.1组可见微量的活菌、Ti-PDA-Cu 0.5组则未见明显的活菌存在征象。术后4周,Ti、Ti-PDA和Ti-PDA-Cu 0.02组均有明显细菌感染,而在Ti-PDA-Cu 0.1和Ti-PDA-Cu 0.5组未检测到活菌存在。此外,术后4周Micro-CT扫描后的3D重建图像和定量分析进一步验证了组织学观察的结果。3D重建图像和新骨形成的定量分析（BV/TV）均显示在Ti、Ti-PDA组的骨组织/内植物界面有微量的新骨形成,Ti-PDA-Cu 0.02组的新骨形成优于Ti和Ti-PDA组,Ti-PDA-Cu 0.1和Ti-PDA-Cu 0.5组骨组织/内植物界面的新骨形成最多。结论:假体周围感染的动物模型表明Ti-PDA-Cu 0.1和Ti-PDA-Cu 0.5组具有优良的抗菌性能和促进骨整合的作用,因此有助于预防假体周围感染的相关并发症。
熊信柏,刘玲,李贺军,曾燮榕,马俊,李钧钦,汤皎宁[10]（2018）在《C/C-HA涂层复合材料体内体外骨组织响应行为》文中研究说明采用声电沉积法,在CVIC/C表面制备了羟基磷灰石涂层。通过成骨细胞培养以及犬股骨植入实验,借助SEM,酶联免疫检测仪,荧光学显微镜等测试手段,考察了CVI碳/碳复合材料及声电沉积在其表面的HA涂层的体内体外骨组织响应行为。结果表明,在体外HA涂层有利于成骨细胞粘附、增殖、分化;在体内,种植初期,HA涂层有利于缓解碳/碳复合材料表面碳颗粒释放,促进碳/碳羟基磷灰石涂层复合植入体与骨形成骨性结合。
二、CVIC/C复合材料及其表面HA涂层成骨细胞体外响应行为对比研究（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、CVIC/C复合材料及其表面HA涂层成骨细胞体外响应行为对比研究（论文提纲范文）
（1）医用金属表面微纳复合结构涂层的制备与应用研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 生物材料 |
| 1.2 生物医用金属材料 |
| 1.3 金属表面改性常用方法 |
| 1.4 骨整合效率的影响规律 |
| 1.4.1 表面拓扑结构 |
| 1.4.2 微纳复合结构的构建方法 |
| 1.4.3 表面化学性质 |
| 1.5 微弧氧化技术的基本理论和工艺 |
| 1.5.1 微弧氧化机理 |
| 1.5.2 微弧氧化技术研究现状 |
| 1.5.3 微弧氧化与阳极氧化的对比 |
| 1.5.4 微弧氧化技术现存问题与医用金属材料发展趋势 |
| 1.6 微量元素的生物学功能 |
| 1.6.1 元素锶(Sr)的成骨功能 |
| 1.6.2 元素锌(Zn)的抗菌功能 |
| 1.7 本论文的研究内容和意义 |
| 1.7.1 本论文的研究内容 |
| 1.7.2 本论文的研究意义 |
| 第2章 实验材料与研究方法 |
| 2.1 实验材料与设备 |
| 2.1.1 实验材料及试剂 |
| 2.1.2 实验仪器与设备 |
| 2.2 实验方法与设备 |
| 2.2.1 Di-Metal280型选择性激光熔化设备 |
| 2.2.2 WHD-20型多功能双极性微弧氧化电源 |
| 2.2.3 实验技术线路图 |
| 2.2.4 MS-1003D型直流电源 |
| 2.3 陶瓷膜层的组织结构与成分分析 |
| 2.4 本章结论 |
| 第3章 钛合金表面锶功能化微纳复合结构陶瓷涂层的制备与表征 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验流程 |
| 3.3 实验结果 |
| 3.3.1 表面形貌与粗糙度 |
| 3.3.2 涂层结合力 |
| 3.3.3 EDS和离子释放行为分析 |
| 3.3.4 膜层的相组成 |
| 3.3.5 化学态分析 |
| 3.3.6 电化学特性和亲水性 |
| 3.3.7 生物矿化行为 |
| 3.4 本章结论 |
| 第4章 3D打印TC4表面微纳复合结构钛酸锶纳米管的制备与表征 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验流程 |
| 4.3 实验结果 |
| 4.3.1 表面形貌与元素含量分析 |
| 4.3.2 粗糙度和结合力 |
| 4.3.3 相结构和化学态 |
| 4.3.4 抗腐蚀性分析 |
| 4.3.5 亲水性分析 |
| 4.3.6 涂层生物学特性分析 |
| 4.4 本章结论 |
| 第5章 纯钽表面“皮质状”微纳复合结构涂层的制备与表征 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验流程 |
| 5.3 实验结果 |
| 5.3.1 表面形态分析 |
| 5.3.2 EDS和横截面分析 |
| 5.3.3 水热处理和亲水性分析 |
| 5.3.4 粗糙度和结合力分析 |
| 5.3.5 物相和化学状态分析 |
| 5.3.6 耐腐蚀性和离子释放行为 |
| 5.3.7 体外生物活性评估 |
| 5.3.8 “皮质状”陶瓷涂层的形成机理 |
| 5.4 本章结论 |
| 第6章 结论与展望 |
| 参考文献 |
| 作者简介及在学期间所取得的科研成果 |
| 致谢 |
（2）钛表面生物压电涂层的构建及其骨修复促进机制研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 1 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 医用钛合金研究现状 |
| 1.2.1 钛及钛合金简介 |
| 1.2.2 微量元素对医用钛合金的生物学效应 |
| 1.2.3 多孔钛及钛合金 |
| 1.2.4 钛及钛合金存在的问题 |
| 1.3 钛及钛合金表面生物活性涂层 |
| 1.4 钛及钛合金表面二氧化钛涂层 |
| 1.4.1 钛及钛合金表面多孔二氧化钛涂层 |
| 1.4.2 钛及钛合金表面二氧化钛纳米棒涂层 |
| 1.4.3 钛及钛合金表面二氧化钛纳米管涂层 |
| 1.4.4 钛及钛合金表面二氧化钛基复合涂层 |
| 1.5 钛及钛合金表面生物压电涂层 |
| 1.5.1 压电效应 |
| 1.5.2 压电效应对骨修复的作用 |
| 1.5.3 钛及钛合金表面构建生物压电涂层 |
| 1.6 钛及钛合金表面抗菌涂层 |
| 1.6.1 抗菌材料分类 |
| 1.6.2 钛表面抗菌涂层研究进展 |
| 1.6.3 钛及钛合金表面抗菌涂层面临的问题 |
| 1.7 研究思路 |
| 1.8 研究目的和主要研究内容 |
| 1.8.1 研究目的 |
| 1.8.2 研究内容 |
| 2 实验过程及测试方法 |
| 2.1 实验材料和实验仪器 |
| 2.1.1 实验材料 |
| 2.1.2 实验仪器 |
| 2.2 制备过程 |
| 2.2.1 TiO_2纳米管阵列 |
| 2.2.2 HA/PVDF复合生物压电涂层 |
| 2.2.3 TiO_2@BaTiO_3同轴纳米管生物压电涂层 |
| 2.3 测试和表征方法 |
| 2.3.1 表面形貌 |
| 2.3.2 物相组成 |
| 2.3.3 透射分析 |
| 2.3.4 X射线光电子能谱 |
| 2.3.5 傅里叶红外光谱 |
| 2.3.6 压电性能测试 |
| 2.4 体外矿化 |
| 2.5 细胞实验 |
| 2.6 细菌实验 |
| 2.6.1 抑菌环实验 |
| 2.6.2 细菌粘附和荧光染色 |
| 2.6.3 抗菌率 |
| 2.7 释药实验 |
| 2.7.1 盐酸万古霉素释放实验 |
| 2.7.2 银离子释放实验 |
| 2.8 动物实验 |
| 2.9 钛支架表面涂层生物性能表征 |
| 2.9.1 细胞实验 |
| 2.9.2 动物实验 |
| 3 HA/PVDF生物压电涂层及其矿化促进机理研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 钛表面PVDF生物压电涂层及其亲水性改善研究 |
| 3.2.1 涂层形貌和成分 |
| 3.2.2 极化处理对PVDF涂层亲水性的影响及耐久性 |
| 3.2.3 PVDF涂层的亲水性改善机理 |
| 3.2.4 PVDF生物压电涂层矿化 |
| 3.2.5 涂层的细胞毒性 |
| 3.3 HA/PVDF复合生物压电涂层及其快速矿化行为研究 |
| 3.3.1 涂层的表面形貌和成分 |
| 3.3.2 纳米HA颗粒添加量对涂层压电性能和亲水性的影响 |
| 3.3.3 准静态下的复合生物压电涂层的矿化行为 |
| 3.3.4 生理载荷下的复合生物压电涂层的快速矿化行为 |
| 3.3.5 HA/PVDF复合生物压电涂层的生物性能 |
| 3.4 小结 |
| 4 TiO_2@BaTiO_3同轴纳米管涂层及其诱导骨生长促进血管化机制研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 钛表面TiO_2@BaTiO_3同轴纳米管涂层 |
| 4.2.1 涂层制备工艺优化 |
| 4.2.2 涂层合成机理分析 |
| 4.2.3 涂层压电性能分析 |
| 4.2.4 涂层的体外生物性能 |
| 4.3 钛合金支架表面TiO_2@BaTiO_3同轴纳米管涂层及生物性能 |
| 4.3.1 钛合金支架表面涂层形貌 |
| 4.3.2 涂层的细胞粘附和增殖 |
| 4.3.3 涂层的成骨基因表达和促血管化 |
| 4.4 3D打印钛合金支架表面TiO_2@BaTiO_3涂层载体动物实验 |
| 4.4.1 支架植入后的颈椎融合性评价 |
| 4.4.2 支架植入后显微CT |
| 4.4.3 支架的血管化 |
| 4.4.4 支架诱导骨生长机制分析 |
| 4.5 小结 |
| 5 载药钛表面TiO_2@BaTiO_3抗菌涂层及其缓释机制研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 载盐酸万古霉素同轴纳米管涂层 |
| 5.2.1 涂层形貌和成分 |
| 5.2.2 压电效应作用下的纳米管药物缓释机理 |
| 5.2.3 涂层抗菌性能及持久抗菌性 |
| 5.2.4 涂层细胞毒性及相容性 |
| 5.2.5 涂层体内相容性 |
| 5.3 载银TiO_2@BaTiO_3同轴纳米管涂层 |
| 5.3.1 载银涂层的形貌和成分 |
| 5.3.2 载银涂层的压电性能和亲水性 |
| 5.3.3 涂层的银离子释放 |
| 5.3.4 载银涂层的抗菌作用 |
| 5.3.5 TiO_2@BaTiO_3同轴纳米管载银涂层的体内相容性 |
| 5.3.6 压电效应对涂层中银离子释放作用机理分析 |
| 5.4 小结 |
| 6 结论与展望 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读博士学位期间主要研究成果 |
（3）Ti-6Al-4V合金表面钙磷复合涂层的构建与矿化行为（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 课题背景 |
| 1.2 生物医用钛合金的应用研究 |
| 1.2.1 骨组织工程 |
| 1.2.2 钛合金骨替代物的应用现状 |
| 1.3 钛表面生物涂层的种类及研究进展 |
| 1.3.1 蛋白质涂层 |
| 1.3.2 生物活性玻璃涂层 |
| 1.3.3 钙磷涂层 |
| 1.3.4 仿生涂层 |
| 1.4 钛表面钙磷涂层的制备技术 |
| 1.4.1 物理气相沉积法 |
| 1.4.2 电火花加工法 |
| 1.4.3 溶胶-凝胶法 |
| 1.4.4 微弧氧化法 |
| 1.4.5 阴极电沉积法 |
| 1.5 生物活性添加剂及在钙磷涂层中的应用 |
| 1.6 本文的主要研究内容 |
| 第2章 试验材料与试验方法 |
| 2.1 试验材料 |
| 2.2 生物活性涂层的制备 |
| 2.2.1 微弧氧化层的制备 |
| 2.2.2 微弧氧化钛表面钙磷涂层的制备 |
| 2.2.3 微弧氧化钛表面氧化石墨烯/钙磷涂层的制备 |
| 2.3 组织观察及结构分析 |
| 2.4 电化学性能测试 |
| 2.5 体外矿化实验 |
| 2.6 体外细胞实验 |
| 2.6.1 体外细胞培养 |
| 2.6.2 Presto Blue测试 |
| 2.6.3 ALP活性测试 |
| 2.6.4 细胞形貌观察 |
| 2.7 统计学分析 |
| 第3章 钛合金表面钙磷复合涂层的设计与构建 |
| 3.1 设计思路 |
| 3.2 微弧氧化层的构建 |
| 3.2.1 微弧氧化层的形貌 |
| 3.2.2 微弧氧化层的性能 |
| 3.2.3 微弧氧化层的形成过程 |
| 3.3 钙磷表面层的设计与构建 |
| 3.3.1 钙磷涂层形成的热力学条件 |
| 3.3.2 钙磷涂层的微观结构 |
| 3.3.3 钙磷涂层的性能 |
| 3.4 钙磷涂层的矿化 |
| 3.4.1 钙磷涂层的矿化热力学条件 |
| 3.4.2 钙磷涂层的矿化行为 |
| 3.5 本章小结 |
| 第4章 微弧氧化钛表面钙磷涂层的形成过程与机制 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 阴极电沉积工艺对钙磷涂层微观结构的影响 |
| 4.2.1 沉积温度的影响 |
| 4.2.2 沉积电流密度的影响 |
| 4.3 钙磷涂层在微弧氧化钛表面的形成机制 |
| 4.4 本章小结 |
| 第5章 模拟体液中钙磷涂层电化学行为与矿化机理 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 微弧氧化钛基体的矿化与电化学行为 |
| 5.2.1 微弧氧化钛基体的矿化行为 |
| 5.2.2 微弧氧化钛的电化学行为 |
| 5.3 钙磷涂层的矿化行为 |
| 5.3.1 沉积温度对涂层的矿化行为的影响 |
| 5.3.2 沉积电流密度对涂层矿化行为的影响 |
| 5.4 钙磷涂层的电化学行为 |
| 5.4.1 沉积时间对涂层电化学行为的影响 |
| 5.4.2 沉积温度对涂层电化学行为的影响 |
| 5.4.3 沉积电流密度对涂层电化学行为的影响 |
| 5.5 钙磷涂层的矿化机理 |
| 5.6 本章小结 |
| 第6章 氧化石墨烯对钛表面涂层结构和性能的影响 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 碳材料添加剂对微弧氧化层的影响 |
| 6.2.1 碳材料添加剂的结构特征 |
| 6.2.2 碳材料添加剂对微弧氧化层微观结构的影响 |
| 6.2.3 碳材料添加剂对微弧氧化层性能的影响 |
| 6.3 氧化石墨烯对3D打印多孔支架表面的微弧氧化层的影响 |
| 6.3.1 电解液成分对微弧氧化层微观结构及性能的影响 |
| 6.3.2 氧化石墨烯对微弧氧化层微观结构的影响 |
| 6.3.3 氧化石墨烯对微弧氧化层性能的影响 |
| 6.4 氧化石墨烯对微弧氧化钛表面双相钙磷涂层的影响 |
| 6.4.1 氧化石墨烯浓度对双相钙磷涂层的影响 |
| 6.4.2 氧化石墨烯对双相钙磷涂层微观结构的影响 |
| 6.4.3 氧化石墨烯对双相钙磷涂层性能的影响 |
| 6.4.4 氧化石墨烯对双相钙磷涂层形成的影响 |
| 6.5 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间发表的论文及其它成果 |
| 致谢 |
| 个人简历 |
（4）钛基植入材料涂层的生物活性及其对口腔菌群遗传多样性的影响（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 研究背景 |
| 1.2.1 钛及钛合金植入材料的特点 |
| 1.2.2 钛及钛合金植入材料的优缺点比较 |
| 1.2.3 钛及钛合金基材表面改性的研究与进展 |
| 1.2.3.1 钛及钛合金基材表面改性的技术 |
| 1.2.4 用于口腔医学领域植入体的特点与研究方向 |
| 1.2.5 抗菌材料在医学方面的应用 |
| 1.2.5.1 抗菌材料在临床医学中的应用 |
| 1.2.5.2 抗菌材料在口腔领域的临床应用 |
| 1.2.6 稀土族元素在生命科学领域的应用及前景 |
| 1.3 研究目的 |
| 1.4 研究意义 |
| 1.5 研究内容 |
| 1.5.1 载钇羟基磷灰石纯钛改性涂层的生物相容性与抗菌特性研究 |
| 1.5.2 掺钇二氧化钛微孔涂层的生物相容性与抗菌性能研究 |
| 第二章 载钇羟基磷灰石纯钛表面改性涂层的生物相容性与抗菌特性研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 材料与方法 |
| 2.2.1 实验材料 |
| 2.2.2 实验设计 |
| 2.3 结果 |
| 2.3.1 涂层表面形貌观察以及化学成分分析 |
| 2.3.1.1 基于AFM和 SEM样品的表面形貌与粗糙度分析 |
| 2.3.1.2 样品的水接触角(亲水性)结果分析 |
| 2.3.1.3 样品的XRD与 EDS结果分析 |
| 2.3.2 载钇羟基磷灰石纯钛表面改性涂层的体外相容性评价 |
| 2.3.2.1 样品对细胞增殖及细胞毒性影响 |
| 2.3.2.2 AO/EB染色观察HGF细胞铺展,爬附情况及形态变化 |
| 2.3.2.3 SEM观察细胞在样品表面铺展情况 |
| 2.3.2.4 AFM观察细胞在材料表面的微形貌及力学性质改变 |
| 2.3.2.5 ELISA检测在样品表面的HGF分泌的Col-1 水平 |
| 2.3.3 载钇羟基磷灰石纯钛表面改性涂层抗菌能力的评价 |
| 2.3.3.1 CCK-8法检测样品在改性材料的表面的抗菌能力 |
| 2.3.3.2 AO/EB染色观察材料的抗菌性能表现 |
| 2.3.4 载钇羟基磷灰石纯钛表面改性涂层对HGF细胞层纤连蛋白表达稳定性的影响 |
| 2.4 讨论 |
| 第三章 载钇二氧化钛涂层的生物相容性与抗菌性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 材料与方法 |
| 3.2.1 材料、仪器与方法 |
| 3.2.2 实验设计 |
| 3.2.3 样品制备及表征方法 |
| 3.3 结果 |
| 3.3.1 载钇二氧化钛涂层的体外相容性研究 |
| 3.3.1.1 CCK-8法检测成骨细胞增殖-毒性效应 |
| 3.3.1.2 吖啶橙染色观察MC3T3-E1细胞在样品表面的铺展、增殖情况 |
| 3.3.1.3 SEM观察MC3T3-E1 细胞在改性涂层表面的微形貌的改变 |
| 3.3.1.4 AFM观测MC3T3-E1 细胞在改性涂层表面的微形貌以及力学性质变化 |
| 3.3.1.5 F-actin标记的共聚焦显微镜观察改性涂层表面上HGF的细胞骨架形态学 |
| 3.3.1.6 茜素红染色定性观察材料表面MC3T3-E1矿化情况 |
| 3.3.1.7 ELISA法检测材料生长的MC3T3-E1 细胞上清液中ALP与 TGF-β的水平 |
| 3.3.1.8 WB检测材料表面MC3T3-E1 细胞中BMP-2 蛋白表达 |
| 3.3.2 载钇二氧化钛涂层的抗菌性能研究 |
| 3.3.2.1 CCK-8法测量金黄色葡萄球菌与大肠杆菌在改性材料表面增殖情况 |
| 3.3.2.2 AO/EB荧光染色观察材料表面细菌分布 |
| 3.3.2.3 SEM观察细菌在涂层表面的生长形态变化 |
| 3.4 讨论 |
| 第四章 载钇羟基磷灰石及二氧化钛涂层对口腔菌群遗传多样性影响的研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 材料方法 |
| 4.2.1 材料与仪器 |
| 4.2.2 样品采集 |
| 4.2.3 实验设计及流程 |
| 4.3 结果 |
| 4.3.1 OTU聚类分析 |
| 4.3.2 菌群多样性分析 |
| 4.3.3 菌群差异度分析 |
| 4.4 讨论 |
| 第五章 载钇羟基磷灰石及二氧化钛涂层抗炎作用的研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 材料与方法 |
| 5.2.1 钛丝复合材料的制备 |
| 5.2.2 斑马鱼材料植入模型建立及检测方法 |
| 5.2.3 统计学方法 |
| 5.3 结果 |
| 5.3.1 ELISA检测炎症因子表达量 |
| 5.3.2 组织形态观测 |
| 5.4 讨论 |
| 第六章 结论与研究展望 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 研究展望 |
| 中英文缩略词表 |
| 参考文献 |
| 在学期间的研究成果 |
| 致谢 |
（5）羟基磷灰石/石墨烯/氧化石墨烯改性镁合金的制备及其载药性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 生物镁合金的研究现状及存在问题 |
| 1.2 提高镁合金抗腐蚀性能方法 |
| 1.2.1 合金化 |
| 1.2.2 变形加工 |
| 1.2.3 表面改性 |
| 1.3 羟基磷灰石涂层在镁合金表面改性中的应用 |
| 1.3.1 羟基磷灰石简介 |
| 1.3.2 镁合金表面羟基磷灰石涂层的制备方法 |
| 1.4 石墨烯/氧化石墨烯概述 |
| 1.4.1 石墨烯 |
| 1.4.2 氧化石墨烯 |
| 1.4.3 石墨烯/氧化石墨烯在生物涂层方面的应用 |
| 1.4.4 石墨烯/氧化石墨烯在生物医药方面的应用 |
| 1.5 淫羊藿苷概述 |
| 1.6 本文研究内容、研究意义 |
| 1.6.1 研究意义 |
| 1.6.2 研究内容 |
| 第2章 HA改性镁合金的制备及优化 |
| 2.1 实验条件 |
| 2.1.1 实验材料 |
| 2.1.2 实验试剂 |
| 2.1.3 实验设备 |
| 2.2 实验方案 |
| 2.2.1 HA改性镁合金的制备方法 |
| 2.2.2 HA改性镁合金制备条件的优化 |
| 2.2.3 HA改性镁合金的表征手段 |
| 2.3 实验结果及分析 |
| 2.3.1 涂层溶液pH的优化 |
| 2.3.2 水热温度的优化 |
| 2.3.3 水热时间的优化 |
| 2.3.4 HA涂层的生长机理 |
| 2.3.5 HA涂层提高镁合金抗腐蚀性能的机理 |
| 2.4 本章小结 |
| 第3章 HA/G/GO改性镁合金的制备及表征 |
| 3.1 实验条件 |
| 3.1.1 实验材料 |
| 3.1.2 实验试剂 |
| 3.1.3 实验设备 |
| 3.2 实验方案 |
| 3.2.1 HA/G/GO改性镁合金的制备过程 |
| 3.2.2 HA/G/GO改性镁合金的表征手段 |
| 3.3 实验结果及分析 |
| 3.3.1 G对HA涂层微观形貌的影响 |
| 3.3.2 G对HA涂层腐蚀性能的影响 |
| 3.3.3 GO对HA涂层微观形貌的影响 |
| 3.3.4 GO对HA涂层腐蚀性能的影响 |
| 3.3.5 G/GO对HA涂层微观形貌的影响 |
| 3.3.6 G/GO对HA涂层腐蚀性能的影响 |
| 3.3.7 G/GO提高HA涂层抗腐蚀性能机理 |
| 3.3.8 界面结合强度 |
| 3.3.9 物相表征 |
| 3.4 本章小结 |
| 第4章 HA/G/GO改性镁合金的载药性能 |
| 4.1 实验条件 |
| 4.1.1 实验材料 |
| 4.1.2 实验试剂 |
| 4.1.3 实验设备 |
| 4.2 实验方案 |
| 4.2.1 载药过程 |
| 4.2.2 色谱条件 |
| 4.2.3 溶液制备 |
| 4.3 实验结果及分析 |
| 4.3.1 溶液色谱图 |
| 4.3.2 标准曲线 |
| 4.3.3 涂层改性镁合金的载药性能 |
| 4.4 本章小结 |
| 第5章 结论及展望 |
| 5.1 本文主要工作及结论 |
| 5.2 本文创新点 |
| 5.3 进一步研究工作展望 |
| 参考文献 |
| 发表论文和参加科研情况说明 |
| 致谢 |
（6）丝素蛋白基生物医用纺织材料的织物组织结构对细胞生长行为的影响（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 生物医用材料介绍 |
| 1.1.1 丝素蛋白天然高分子材料 |
| 1.1.2 羟基磷灰石生物活性陶瓷材料 |
| 1.1.3 SF/HA复合生物材料 |
| 1.2 生物医用材料与细胞的相互作用 |
| 1.2.1 细胞粘附 |
| 1.2.2 细胞增殖 |
| 1.2.3 细胞分化 |
| 1.3 丝素蛋白基生物医用纺织材料 |
| 1.3.1 生物医用纺织材料简介 |
| 1.3.2 生物医用纺织材料组织结构的特点 |
| 1.3.3 丝素蛋白基纺织材料在生物医学领域的应用 |
| 1.4 本论文研究目的和内容 |
| 第二章 实验方法与仪器 |
| 2.1 实验试剂与材料 |
| 2.2 羟基磷灰石(HA)涂层的制备 |
| 2.2.1 交替矿化方法 |
| 2.2.2 模拟体液浸泡方法 |
| 2.3 材料的理化性质表征 |
| 2.3.1 照布镜 |
| 2.3.2 冷场扫描电子显微镜(SEM) |
| 2.3.3 傅立叶变换红外全反射光谱(FTIR-ATR) |
| 2.3.4 X-射线衍射(XRD) |
| 2.3.5 X-射线光电子能谱(XPS) |
| 2.4 基底材料生物性能表征 |
| 2.4.1 细胞培养 |
| 2.4.2 细胞形态分析 |
| 2.4.3 细胞形貌分析 |
| 2.4.4 细胞活性分析 |
| 2.4.5 数据分析 |
| 第三章 丝素面料织物组织结构对细胞生长行为的影响 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 纯丝素不同织物组织面料理化性质表征 |
| 3.2.1 材料表面形貌表征 |
| 3.2.2 丝素面料结构组分表征 |
| 3.3 纯丝素面料织物组织结构对细胞生长行为的影响 |
| 3.3.1 细胞粘附行为分析 |
| 3.3.2 细胞增殖行为分析(MTT) |
| 3.3.3 细胞迁移行为分析(体外模拟伤口愈合实验) |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 具有微纳多级结构的SF/HA复合生物医用纺织材料的可控制备及其细胞相容性 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 通过交替矿化法在丝素表面构筑纳米HA涂层 |
| 4.2.1 pH值对矿化的影响 |
| 4.2.2 交替矿化溶液浓度对丝素面料表面HA涂层理化性质的影响 |
| 4.3 模拟体液浸泡实验 |
| 4.4 丝素/羟基磷灰石(SF/HAP)复合织物对成骨细胞行为影响 |
| 4.4.1 细胞粘附行为分析 |
| 4.4.2 细胞增殖行为分析(MTT) |
| 4.5 本章小结 |
| 第五章 结论与展望 |
| 5.1 结论 |
| 5.2 展望 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士期间完成的论文 |
| 致谢 |
（7）高分子调控脉冲电沉积构建钛基抗菌骨诱导纳米羟基磷灰石涂层（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| abstract |
| 1 绪论 |
| 1.1 生物材料 |
| 1.1.1 生物材料概述 |
| 1.1.2 生物医用材料的分类 |
| 1.1.3 生物材料表面物理化学性质的生物效应 |
| 1.2 理想的骨修复植入生物材料 |
| 1.2.1 生物相容性 |
| 1.2.2 生物活性 |
| 1.2.3 抗菌性 |
| 1.2.4 耐磨性 |
| 1.3 骨修复材料的研究现状及问题 |
| 1.3.1 骨修复材料表面微纳拓扑结构修饰 |
| 1.3.2 骨修复材料表面颗粒团聚问题 |
| 1.3.3 骨修复材料表面生物功能化修饰 |
| 1.4 钛基植入材料的表面性能 |
| 1.4.1 钛基纳米羟基磷灰石涂层 |
| 1.4.2 钛基HA-NPs涂层的制备方法 |
| 1.4.3 脉冲电化学沉积HA的原理 |
| 1.5 课题的提出与研究内容 |
| 2 材料的表征和性能测试 |
| 2.1 材料和试剂 |
| 2.2 仪器 |
| 2.3 钛表面预处理 |
| 2.4 材料表征 |
| 2.5 性能测试 |
| 2.5.1 生物活性测试 |
| 2.5.2 摩擦性测试 |
| 2.5.3 离子释放测试 |
| 2.5.4 抗菌性能测试 |
| 2.5.5 骨诱导性考察 |
| 2.5.6 成骨细胞的分离 |
| 2.5.7 成骨细胞的培养 |
| 2.5.8体内毒性实验 |
| 2.5.9 成骨细胞的染色 |
| 2.5.10 血管内皮细胞培养 |
| 2.5.11 统计学分析 |
| 3 CS原位调控脉冲电沉积制备多功能HA/Ag涂层 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 恒电位和脉冲电位复合涂层的影响 |
| 3.3.2 沉积电位对复合涂层的影响 |
| 3.3.3 电解液中Ca~(2+)浓度对复合涂层的影响 |
| 3.3.4 电解液中Ag~+浓度对复合涂层的影响 |
| 3.3.5 生物活性 |
| 3.3.6 摩擦磨损性能 |
| 3.3.7 生理稳定性 |
| 3.3.8 抗菌性能 |
| 3.3.9 体内毒性 |
| 3.3.10 成骨细胞检测 |
| 3.3.11 骨髓间充质干细胞培养 |
| 3.3.12 血管内皮细胞 |
| 3.4 本章小结 |
| 4 PPy调控HA晶粒细化构建多功能钛基HA/Ag纳米涂层 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 电解液中Py单体浓度对复合涂层的影响 |
| 4.3.2 电解液中Ag~+浓度对复合涂层的影响 |
| 4.3.3 电解液中Ca~(2+)浓度对复合涂层的影响 |
| 4.3.4 生物活性 |
| 4.3.5 生理稳定性 |
| 4.3.6 抗菌性能 |
| 4.3.7 骨诱导性 |
| 4.3.8 血管内皮细胞 |
| 4.4 本章小结 |
| 5 PPy配位和掺杂双调控构建多功能HA/Cu纳米涂层 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验部分 |
| 5.3 .结果与讨论 |
| 5.3.1 电解液中Py单体浓度对复合涂层的影响 |
| 5.3.2 电解液中Cu~(2+)浓度对复合涂层的影响 |
| 5.3.3 脉冲电位对复合涂层的影响 |
| 5.3.4 生物活性 |
| 5.3.5 摩擦磨损性能 |
| 5.3.6 生理稳定性 |
| 5.3.7 抗菌性能 |
| 5.3.8 骨诱导性 |
| 5.3.9 血管内皮细胞 |
| 5.4 本章小结 |
| 6 PPy配位双调控构建多功能HA/ZnO涂层 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 实验部分 |
| 6.3 .结果与讨论 |
| 6.3.1 电解液中Py单体浓度对复合涂层的影响 |
| 6.3.2 电解液中Zn~(2+)浓度对复合涂层的影响 |
| 6.3.3 脉冲电位对复合涂层的影响 |
| 6.3.4 生物活性 |
| 6.3.5 抗菌性能 |
| 6.3.6 骨诱导性 |
| 6.3.7 血管内皮细胞 |
| 6.4 本章小结 |
| 7 结论与展望 |
| 7.1 结论 |
| 7.2 展望 |
| 参考文献 |
| 研究成果及发表的学术论文 |
| 致谢 |
（8）碳/碳复合材料表面仿生胶原和RGD多肽生物活性涂层研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 论文的主要创新与贡献 |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.1.1 生物材料 |
| 1.1.2 医用碳材料 |
| 1.1.3 医用碳/碳复合材料 |
| 1.2 医用碳/碳复合材料表面生物活性涂层研究 |
| 1.2.1 碳基材料表面功能化研究 |
| 1.2.2 碳/碳复合材料表面功能化研究 |
| 1.2.3 碳/碳复合材料表面生物活性涂层研究 |
| 1.3 胶原仿生涂层和支架的应用 |
| 1.3.1 Ⅰ型胶原 |
| 1.3.2 胶原涂层和支架 |
| 1.3.3 胶原交联 |
| 1.3.4 胶原在传统生物材料表面的应用 |
| 1.4 RGD多肽的应用 |
| 1.4.1 RGD多肽 |
| 1.4.2 RGD多肽的固定 |
| 1.5 本课题的选题背景及意义 |
| 1.6 论文研究思路与主要研究内容 |
| 第2章 实验方法 |
| 2.1 实验材料与仪器 |
| 2.1.1 碳/碳复合材料 |
| 2.1.2 I型胶原 |
| 2.1.3 纳米羟基磷灰石 |
| 2.1.4 RGD多肽 |
| 2.1.5 实验用化学试剂 |
| 2.1.6 实验用生化试剂 |
| 2.1.7 实验仪器与设备 |
| 2.2 碳/碳复合材料表面氧化改性 |
| 2.2.1 混合酸氧化改性 |
| 2.2.2 双氧水氧化改性 |
| 2.3 I型胶原处理 |
| 2.3.1 P-COL溶液制备步骤 |
| 2.3.2 C-COL溶液制备步骤 |
| 2.4 碳/碳复合材料表面胶原基生物活性涂层制备和交联 |
| 2.4.1 胶原过渡涂层制备 |
| 2.4.2 胶原过渡涂层EDC交联 |
| 2.4.3 胶原过渡涂层DHT交联 |
| 2.4.4 胶原/纳米羟基磷灰石多孔支架涂层制备 |
| 2.5 碳/碳复合材料表面RGD多肽枝接类石墨碳涂层制备 |
| 2.5.1 类石墨碳涂层制备 |
| 2.5.2 类石墨碳涂层改性 |
| 2.5.3 RGD多肽负载 |
| 2.5.4 RGD多肽固定 |
| 2.6 碳/碳复合材料及其表面涂层的材料学表征和性能测试 |
| 2.6.1 表面显微结构和形貌表征 |
| 2.6.2 表面润湿性能测试 |
| 2.6.3 表面化学状况表征 |
| 2.6.4 涂层相组成表征 |
| 2.6.5 表面粗糙度测试 |
| 2.6.6 胶原过渡涂层粘接强度测试 |
| 2.6.7 胶原/纳米羟基磷灰石支架压缩强度测试 |
| 2.6.8 类石墨碳涂层附着力测试 |
| 2.7 碳/碳复合材料及其表面涂层的生物学表征和性能测试 |
| 2.7.1 成骨细胞培养和种植 |
| 2.7.2 细胞黏附和增殖测试 |
| 2.7.3 细胞形貌观察 |
| 2.7.4 成骨细胞矿化骨结节染色 |
| 2.7.5 RT-PCR过程 |
| 2.7.6 RT-PCR结果观察 |
| 2.8 本章小结 |
| 第3章 碳/碳复合材料表面氧化改性及表征 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 混合酸氧化改性碳/碳复合材料 |
| 3.2.1 实验方法 |
| 3.2.2 表面润湿角测试 |
| 3.2.3 表面XPS分析 |
| 3.2.4 表面Raman光谱分析 |
| 3.2.5 表面形貌变化分析 |
| 3.2.6 力学性能分析 |
| 3.2.7 混合酸氧化改性对碳/碳复合材料的损伤 |
| 3.3 双氧水氧化改性碳/碳复合材料 |
| 3.3.1 实验方法 |
| 3.3.2 表面润湿角测试 |
| 3.3.3 表面XPS分析 |
| 3.3.4 表面Raman光谱分析 |
| 3.3.5 表面形貌变化分析 |
| 3.4 H-C/C基体细胞学评价 |
| 3.4.1 成骨细胞黏附与增殖 |
| 3.4.2 成骨细胞在C/C基体表面形貌 |
| 3.4.3 成骨细胞在H-C/C基体表面形貌观察 |
| 3.4.4 成骨细胞在H-C/C基体表面大尺寸孔隙中特殊的形貌 |
| 3.5 C/C表面形貌对成骨细胞铺展影响的分析 |
| 3.6 本章小结 |
| 第4章 胶原自组装过渡涂层制备及性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 C-COL胶原涂层的制备和测试性能分析 |
| 4.2.1 初始溶液pH值对C-COL胶原涂层表面形貌的影响 |
| 4.2.2 初始溶液pH值对C-COL胶原涂层评价粗糙度的影响 |
| 4.2.3 初始溶液pH值对涂层与H-C/C基体粘接强度的影响 |
| 4.2.4 pH值对C-COL胶原涂层细胞黏附和增殖的影响 |
| 4.3 交联方法对C-COL涂层与H-C/C基体粘接强度的影响 |
| 4.3.1 EDC交联实验方法 |
| 4.3.2 EDC交联对C-COL涂层与H-C/C基体粘接强度的影响 |
| 4.3.3 DHT交联实验方法 |
| 4.3.4 DHT交联对C-COL涂层与H-C/C基体粘接强度的影响 |
| 4.4 DHT交联参数对COL过渡涂层的影响 |
| 4.4.1 DHT交联温度和时间对COL涂层和H-C/C基体粘接强度的影响 |
| 4.4.2 DHT交联温度和时间对COL涂层表面成骨细胞黏附和增殖的影响 |
| 4.5 本章小结 |
| 第5章 COL/nHA仿生多孔支架涂层的制备及性能研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 COL/NHA支架涂层制备及性能评估 |
| 5.2.1 支架涂层ART-FTIR分析 |
| 5.2.2 支架涂层XRD分析 |
| 5.2.3 支架涂层形貌分析 |
| 5.2.4 力学性能分析 |
| 5.3 COL/NHA支架涂层的细胞学评价 |
| 5.3.1 成骨细胞的黏附与增殖 |
| 5.3.2 成骨细胞在COL/nHA支架涂层表面的黏附 |
| 5.3.3 成骨细胞矿化诱导后细胞形貌 |
| 5.4 成骨细胞矿化检测 |
| 5.4.1 Control组RT-PCR结果 |
| 5.4.2 支架材料的RT-PCR结果 |
| 5.5 本章小结 |
| 第6章 GLC-C/C复合材料表面固定RGD多肽的研究 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 碳/碳复合材料表面类石墨碳涂层的制备及性能检测 |
| 6.2.1 GLC涂层的制备方法 |
| 6.2.2 宏观形貌分析 |
| 6.2.3 Raman光谱分析 |
| 6.2.4 XPS分析 |
| 6.2.5 力学性能分析 |
| 6.3 双氧水氧化改性GLC涂层 |
| 6.3.1 实验方法 |
| 6.3.2 GLC涂层形貌分析 |
| 6.3.3 Raman光谱分析 |
| 6.3.4 润湿角测试分析 |
| 6.3.5 XPS测试分析 |
| 6.3.6 GLC涂层脱落原理 |
| 6.4 GLC涂层表面枝接RGD多肽 |
| 6.4.1 实验方法 |
| 6.4.2 MC3T3-E1成骨细胞黏附与增殖 |
| 6.4.3 MC3T3-E1成骨细胞形貌观察 |
| 6.5 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 附录A RNA FAST200试剂盒说明 |
| 附录B PRIMESCRIPT RT反转录试剂盒说明 |
| 攻读博士学位期间发表的学术论文 |
| 致谢 |
（9）聚多巴胺修饰钛金属表面载铜涂层的制备及抗菌性能与促进骨整合的实验研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| abstract |
| 前言 |
| 参考文献 |
| 第一部分 表面载铜的钛金属材料的制备与表征检测 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 第二部分 表面载铜的钛金属材料的体外抗菌性能检测 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 第三部分 表面载铜的钛金属材料的生物相容性检测 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 第四部分 表面载铜的钛金属材料体内抑菌性能和促进骨整合的动物实验研究 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 全文结论 |
| 综述 |
| 参考文献 |
| 缩略词表 |
| 攻读博士学位期间发表的论文与科研成果 |
| 致谢 |
（10）C/C-HA涂层复合材料体内体外骨组织响应行为（论文提纲范文）
| 引言 |
| 1 实验方法 |
| 1.1 沉积工艺 |
| 1.2 测试方法 |
| 1.3 成骨细胞在材料表面的粘附和增殖实验 |
| 1.4 材料表面成骨细胞的碱性磷酸酶活性实验 |
| 1.5 犬股骨内植入实验 |
| 2 实验结果 |
| 2.1 体外成骨细胞响应行为实验结果 |
| 2.1.1 成骨细胞在材料表面的附着和增殖 |
| 2.1.2 材料表面成骨细胞碱性磷酸酶活性表达 |
| 2.2 体内犬股骨组织响应行为实验结果 |
| 2.2.1 目测结果 |
| 2.2.2 组织学观察 |
| 2.3 结果 |
| 4 结论 |
四、CVIC/C复合材料及其表面HA涂层成骨细胞体外响应行为对比研究（论文参考文献）
- [1]医用金属表面微纳复合结构涂层的制备与应用研究[D]. 魏永杰. 吉林大学, 2021(02)
- [2]钛表面生物压电涂层的构建及其骨修复促进机制研究[D]. 吴聪. 西安理工大学, 2021(01)
- [3]Ti-6Al-4V合金表面钙磷复合涂层的构建与矿化行为[D]. 伞宏赡. 哈尔滨工业大学, 2020(02)
- [4]钛基植入材料涂层的生物活性及其对口腔菌群遗传多样性的影响[D]. 张凯亮. 兰州大学, 2020
- [5]羟基磷灰石/石墨烯/氧化石墨烯改性镁合金的制备及其载药性能研究[D]. 李启特. 天津大学, 2020(02)
- [6]丝素蛋白基生物医用纺织材料的织物组织结构对细胞生长行为的影响[D]. 拜凤姣. 苏州大学, 2019(04)
- [7]高分子调控脉冲电沉积构建钛基抗菌骨诱导纳米羟基磷灰石涂层[D]. 晏玲. 新疆师范大学, 2018(08)
- [8]碳/碳复合材料表面仿生胶原和RGD多肽生物活性涂层研究[D]. 曹盛. 西北工业大学, 2018(02)
- [9]聚多巴胺修饰钛金属表面载铜涂层的制备及抗菌性能与促进骨整合的实验研究[D]. 王雷. 苏州大学, 2018(01)
- [10]C/C-HA涂层复合材料体内体外骨组织响应行为[J]. 熊信柏,刘玲,李贺军,曾燮榕,马俊,李钧钦,汤皎宁. 透析与人工器官, 2018(01)