细胞生物相容性精选(九篇)
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第1篇：细胞生物相容性范文
【摘要】 ［目的］制备一种双相陶瓷生物活性骨，并了解其细胞相容性。［方法］ 分离培养兔骨髓基质干细胞(mesenchymalstemcells， MSCs)，将浓度为1×106／ml的第3代MSCs接种于复合有I型胶原、骨形态发生蛋白(bone morphogenetk protein，BMP)和碱性成纤维细胞生长因子(basic fibroblast growth factor，bFGF)的双相陶瓷生物骨(bniphask ceramic bioiogic bone，BCBB)上，联合培养，用倒置相差显微镜、扫描电子显微镜观察，测定光密度（OD）值，了解双相陶瓷生物活性骨BCBB／BMP／bFGF的细胞相容性。［结果］BCBB孔内充满I型胶原、BMP及bFGF。MSCs在双相陶瓷生物活性骨BCBB／BMP／bFGF上黏附生长，第6 d时细胞在材料表面形成致密细胞层，增殖达稳定状态。［结论］该研究制备的双相陶瓷生物活性骨BCBB／BMP／bFGF具有良好的细胞相容性。
【关键词】 双相陶瓷生物骨； 骨形态发生蛋白； 碱性成纤维细胞生长因子； 骨髓基质干细胞； 生物相容性
Abstract: ［Objective］To prepare a kind of biphasic ceramic biologic active bone and study its biocompatibility. ［Method］Biphasic ceramic biologic bone(BCBB) was mixed with collage type I， bone morphogenetic protein (BMP) and basic fibroblast growth factor (bFGF) ， and then the third generation cultured rabbit bone mesenchymal stem cells (MSCs) were seeded on BCBB/BMP/bFGF in vitro.The tissue engineering bone(BCBB/BMP/bFGF/MSCs) was observed by upside down microscope， scanning electron microscope (SEM) and examined using methylthiazol tetrazolium (MTT).［Result］Biphasic ceramic biologic active bone BCBB/BMP/bFGF was successfully prepared by reconstituting collage type I， BMP，bFGF and BCBB together. The rabbit cells grew in and on the BCBB/BMP/bFGF to form an ideal tissue engineering bone， and the cells quantity was the most on the 6th day.［Conclusion］BCBB/BMP/bFGF possesses a good biocompatibility with rabbit bone mesenchymal stem cells.
Key words：biphasic ceramic biologic bone(BCBB); bone morphogenetic protein; basic fibroblast growth factor; mesenchymal stem cells; biocompatibility
骨组织工程的研究主要集中在支架材料、种子细胞、生长因子、组织器官的构建等方面，而支架材料细胞相容性是材料能否应用于临床的重要因素。骨髓基质干细胞(Mesenchymal stem cells， MSCs)是目前骨组织工程最有临床应用前景的种子细胞［1］。骨形态发生蛋白(bone morphogenetic protein，BMP)和碱性成纤维细胞生长因子(basic fibroblastg rowth factor，bFGF)是近来研究得较深入的两种骨生长因子［2］。本研究将兔MSCs分离培养后，与复合有BMP和bFGF的双相陶瓷生物骨(biphasic ceramic biologic bone，BCBB)联合培养，了解双相陶瓷生物活性骨BCBB／BMP／bFGF的细胞相容性，为进一步研究奠定基础。
1 材料和方法
1.1 双相陶瓷生物活性骨(BCBB／BMP／bFGF)的制备
BMP由第四军医大学西京医院全军骨科研究所提供，已经小鼠肌袋实验证明有骨诱导活性。称取600 mg BMP溶于10 ml浓度为4 mol／L盐酸胍溶液中，置4℃冰箱中保存24 h后，取出后匀浆，然后4℃透析48 h，每24 h更换透析液1次，得到BMP溶液。取碱性成纤维细胞生长因子(bFGF)每支150万IU／mg，用1 ml蒸馏水溶解后，分装为10份，每份100 μL含bFGFl5万IU。分别各取bFGF溶液96 000 IU(64 000 ng)。取I型胶原溶液20 ml，与上述BMP溶液和bFGF溶液混合，电磁震荡器震荡10 min，将混合液与60块0.5 cm×0.5 cm×0.5 cm大小的BCBB骨粒及5 mm×5 mm×1 mm薄片20块充分混匀(每块骨粒含BMP10 mg，bFGF 1 600 IU)，负压抽吸、冻干，制得双相陶瓷生物活性骨。环氧乙烷消毒后无菌条件下封装备用，同时留样品送细菌培养，并证实无细菌生长。
1.2 双相陶瓷生物活性骨的结构观察
从冻干后的双相陶瓷生物活性骨中取样，做扫描电镜(SEM)观察。
1.3 MSCs的分离培养
两周龄日本大耳兔5只，昆明医学院动物中心提供，体重约150～200 g(合格证号：滇实动证第2003064号)。脱颈处死，0.1%的新洁尔灭中浸泡10 min，无菌条件下剥离出双侧股骨、胫骨，PBS冲洗3遍。注射器吸取L-DMEM培养基冲洗股骨、胫骨髓腔，将含有骨髓的冲洗液转入离心管， 800 r／min离心10 min，弃去上清液，加入L-DMEM完全培养基10 ml(青霉素100 U／ml，链霉素100 μg／ml，15%新生牛血清，HEPES 0.0l mol／L)，吹打均匀后加入2个底面积为25 cm2的培养瓶中，置37℃，5%CO2饱和湿度培养。视情况每2～3 d全量换液一次。当原代细胞融合并覆盖瓶底80%以上时，用0.25%胰蛋白酶消化，按1∶2比例传代培养。取第3代细胞与双相陶瓷生物活性骨复合培养。
1.4 双相陶瓷生物活性骨与MSCs的复合培养
1.4.1 MSCs在双相陶瓷生物活性骨上增殖的倒置相差显微镜观察及MTT法测定
分别将5 mm×5 mm×1 mm BCBB材料20块置于5块96孔培养板中预湿，每块板的A1、A2、A3、A4孔各放1块BCBB／BMP／bFGF材料。4 h后将密度为1×106／ml的第3代骨髓间充质干细胞20 μl接种于96孔培养板的预湿材料上，CO2培养箱中培养4 h，再分别加80 μl含15%新生牛血清的L-DMEM培养基继续培养，A9、A10、A11、A12孔单纯加相同培养基作为本底，每1 d换液一次。倒置相差显微镜观察。分别在第1、2、3、6、8 d时取出1块板加MTT10 μl，4 h后加三联液100 μl，12 h后用酶标检测仪在570 nm波长下测定各孔光密度(OD)值。根据细胞在材料上的增殖曲线确定最佳移植时机。
1.4.2 双相陶瓷生物活性骨与MSCs联合培养的SEM观察
将5 mm×5 mm×5 mm的双相陶瓷生物活性骨10块预湿后按1×106／ml浓度接种细胞，置培养皿中培养，第3、6 d分别取出材料各5块，用2.5%戊二醛固定15 min，干燥后于扫描电子显微镜观察细胞在材料上黏附、增殖情况。
2 结果
2.1 双相陶瓷生物活性骨的结构观察
镜下(SEM×100)可见BCBB孔内充满I型胶原、BMP及bFGF，可见I型胶原和BMP呈云絮状或网纱状，bFGF呈层片状(图1)。
2.2 MSCs体外培养的倒置相差显微镜观察
原代培养24 h时部分细胞开始贴壁伸展变形，刚贴壁的细胞单个排列，呈圆形或多角形，胞体透亮折光性强。48～72 h后呈纺锤形或梭形，每个细胞形成一个集落，增殖迅速，集落之间相互靠近。5 d后见贴壁生长的细胞数量明显增多，细胞形态出现较大变化，可见成纤维样细胞散布于培养瓶底，并有集落形成，细胞围绕中心呈漩涡状排列，随之集落逐渐增多、增大，并融合为单层。8 d时细胞基本长满瓶底，呈长梭形，有的细胞呈交叉重叠生长。原代细胞培养8～12 d后传代，传代细胞贴壁较快，刚传代时呈圆形，可见大量细胞悬浮，核透亮，2 h后少量细胞开始贴壁，细胞形态由圆形向梭形转化，之后可见细胞贴壁散在分布，贴壁细胞呈单层生长，伸展为梭形。第3代细胞形态为成纤维细胞样，细胞形态趋于一致，核分裂相多见，第5 d基本长满瓶底(图2)，取此代细胞与材料复合。
2.3 双相陶瓷生物活性骨与MSCs联合培养的倒置相差显微镜观察
由于材料透光性差，倒置显微镜无法直接观察细胞在BCBB表面生长情况，可观察到贴附在BCBB孔隙边缘的MSCs，并见细胞贴附于培养板底生长。培养3 d的载体上可见有少量细胞生长，形态不规则；培养6 d的载体上细胞明显增多，有的细胞突起与其他胞体相连。
2.4 双相陶瓷生物活性骨与MSCs联合培养的SEM观察
在培养3 d的载体上可见有少量细胞生长，形态不规则，培养6 d的载体上细胞明显增多(图3)，可见少数细胞变圆，为处于分裂期细胞，多数细胞呈长梭形，随材料表面特征成一定方向排列。细胞表面有多个细长突起，细胞突起交互连接呈网状，有的与其他胞体相连。
2.5 双相陶瓷生物活性骨与MSCs联合培养的MTT法测定
第1，2，3，6，8 d时取出一块板加MTT进行OD值测定，细胞在材料上增殖的OD值如表所示(表1)，用联合培养组OD值减去本底的OD值，根据所得结果制出增殖曲线。MSCs的生长曲线呈S形，传代接种后第1～3 d细胞增殖缓慢为潜伏适应期，此期主要为MSCs的贴壁生长阶段。从第4 d开始细胞增殖加速，细胞曲线显示此阶段细胞数目呈指数级递增，此期为MSCs的对数生长期。第6 d达到顶点后，细胞不再增殖，生长活动停滞， MSCs生长进入一个平台期。之后，细胞数量轻度下降。第6 d时，MSCs载体联合培养细胞增殖达稳定期，此时为移植的最佳时机(图4)。表1 细胞在材料上增殖的OD值
3 讨论
评价材料生物相容性的方法主要有两种：一种是体内直接植入法，即将材料植入体内，不同时间段取出作大体和组织学检查；另一种是体外复合细胞培养法，即将材料与细胞进行体外培养，检测细胞的增殖与功能情况。体外复合细胞培养法是近年来采用的主要方法。它对材料毒性敏感性高、重复性好，简便、易行、快速、易于控制实验条件［3］。该实验用BCBB为支架，用免疫原性低、生物相容性好、支持成骨细胞黏附分化的I型胶原修饰BCBB表面［4］，并复合以促进成骨细胞、成软骨细胞分化增殖的BMP和bFGF［2］，制成双相陶瓷生物活性骨。扫描电镜观察到I型胶原、BMP、bFGF有效地复合到了双相陶瓷生物骨(BCBB)上，制得双相陶瓷生物活性骨，将其与MSCs复合培养。 图1镜下可见BCBB孔内充满I型胶原、BMP及bFGF(SEM×l00)
图4BMSCs与双相陶瓷生物活性骨联合培养的细胞增殖曲线
MSCs体外长期培养往往存在细胞老化及生物学功能退变等问题［5］。在该实验中，MSCs经3次传代体外培养不断纯化后获得的MSCs其纯度较高、增殖生长能力强。因此作者选择取第3代细胞与双相陶瓷生物活性骨复合培养。
MSCs的数量及密度直接影响其增生和分化。目前国内外文献报道MSCs在支架材料上的移植浓度多为5×105～7.5×106个／ml［5］，本研究将浓度为1×106／ml的MSCs种植于双相陶瓷生物活性骨上，在体外进行三维立体培养，用二甲基四氮唑盐微量酶反应比色法(MTT法)测定细胞与材料联合培养时增殖达稳定状态的时间，通过测定OD值间接反映细胞生长及增殖活性［6］。根据增殖曲线变化确定第6 d时细胞在材料表面形成致密细胞层，可见细胞突起交错，细胞在材料表面生长状态良好，细胞增殖达稳定状态。表明该双相陶瓷生物活性骨具有良好的细胞黏附性和细胞相容性。
总之，MSCs能在双相陶瓷生物活性骨(BCBB／BMP／bFGF)表面黏附生长、增殖，双相陶瓷生物活性骨具有较好的细胞相容性。第6 d时，MSCs与双相陶瓷生物活性骨联合培养细胞增殖达稳定期，构建了理想的组织工程骨，表明MSCs与双相陶瓷生物活性骨联合培养构建组织工程骨是可行的。但是本实验尚属初步观察，还需要体内成骨定量、成血管和骨修复等进一步研究。
参考文献
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第2篇：细胞生物相容性范文
【关键词】 内固定 钛铌锆 生物相容性材料 体内研究
Abstract［Objective］To develop new beta titanium alloys made of titanium， niobium and zirconium (TiNbZr) which have higher strength， lower moduli of elasticity Its biocompatibility in vivo is evaluated in this paper ［Method］(1) 24 SD rats were used in the modified air pouch model experiments Air was injected subcutaneously on the back of rats to form the pouches and the TiNbZr particles were introduced into them The liquid in the pouches was harvested 48 hours later for IL6 and TNFαELISA procedure and the capsules for histology examination All the results were compared with Ti6Al4V (2) TiNbZr bone plates were fixed onto tibias of rabbits The capsules around the plates and the bone under them were observed at 4， 8， 12， 24 and 36 weeks respectively TiNbZrbone interfaces were emphasized in this procedure This time the control material was stainless steel ［Result］(1)TiNbZr and Ti6Al4V particles made the air pouches secret more TNFα than that of the control (P
Key words：internal fixaion;titaniumniobiumzirconium;biocompatible materials;in vivo
作者自行研制了低弹性模量钛铌锆β型（TiNbZr）合金〔1〕，在体外生物相容性实验取得良好结果的基础上，进一步对其体内生物相容性进行进一步的评价。考虑到TiNbZr作为骨折内固定材料的具体应用前景，实验将贾庆卫等 〔3〕的大鼠气囊模型（the air pouch model）应用于TiNbZr材料的生物相容性的评价，并将TiNbZr制成接骨板植入动物体内，观察骨和软组织对该材料的反应，为其临床应用提供更有价值的实验资料。
1材料与方法
11金属材料颗粒的制造与颗粒混悬液的制备
方法参见贾庆卫等〔2〕，人工关节金属磨损颗粒体外制备分离方法的实验研究。
12大鼠气囊模型 (the air pouch model) 的建立
方法参见贾庆卫等〔3〕，改良大鼠气囊模型在人工关节假体松动研究中的应用。
13大鼠气囊模型对各种金属颗粒的生物学反应观察
健康成年SD大鼠24只，随机分为4组，每组6只。分笼饲养2周无疾病表现者进入实验。氯胺酮腹腔麻醉，背部75%酒精消毒，皮下注入空气20 ml， 形成皮丘。48 h后气囊穿刺，再次注入空气10 ml。24 h后分别注入Ti6Al4V、TiNbZr颗粒混悬液5 ml（颗粒浓度25×107/ml），48 h后穿刺抽液，收集囊内液体，75 ℃冻存备用。
囊内液体采用ELISA方法测定IL6和TNFα。测定用ELISA试剂盒购自BioSource USA。操作方法同前。
14大鼠气囊模型对各种金属颗粒的组织学反应观察
48 h后大鼠颈椎脱臼法处死，背部正中切口，将气囊完整摘除，4%甲醛固定1周，脱水、透明、石蜡包埋，连续切片，厚度5 μm，常规HE染色，光镜观察。重点观察反应膜中的细胞构成，并按国家标准GB/T 161751996中植入实验炎症细胞反应分级标准进行分级（表1）。
表1GB/T161751996材料植入实验炎症细胞反应分级标准级别炎症细胞反应Ⅰ级试样周围未见或仅见极少量的淋巴细胞Ⅱ级试样周围可见少量淋巴细胞Ⅲ级试样周围有少量嗜中性粒细胞，淋巴细胞和巨细胞反应Ⅳ级试样周围可见以嗜中性粒细胞浸润为主的炎症反应，可见吞噬细胞
在放大100倍光镜下与显微标尺（10 μm）共同拍照，获得图像输入计算机，利用UTHSCSA ImageTool 300图像处理软件测量囊壁厚度。先利用标尺校准测量长度为10 μm，在囊壁处随机选取6个测量点，则可以读出每个测量点的厚度数值(图1)。
15TiNbZr接骨板的体内植入实验
采用317不锈钢和TiNbZr材料分别加工4孔接骨板（接骨板长40 mm，宽7 mm，厚2 mm，螺孔间距22 mm。螺丝钉外径2 mm，内径18 mm，长12 mm，螺帽直径4 mm）。选健康新西兰兔20只，体重25~30 kg。随机分为5组，每组4只。25%戊巴比妥钠耳缘静脉麻醉后，手术显露双侧胫骨中段，左侧以TiNbZr接骨板内固定（图2a），右侧以317不锈钢接骨板内固定作为对照（图2b）。术后动物分笼饲养，术后应用青霉素3 d，允许自由活动。
分别与手术后4、8、12、24、36周处死，切取接骨板表面软组织4%甲醛固定1周，脱水、透明、石蜡包埋，连续切片，厚度5 μm，常规HE染色，光镜观察。
重点观察反应膜中的细胞构成，并按国家标准GB/T 161751996中植入实验纤维囊腔形成分级标准进行分级。分级标准见表2。
表2GB/T161751996中材料植入实验纤维囊腔形成分级标准级别纤维囊形成Ⅰ级囊腔厚度稳定，无继续增生现象Ⅱ级纤维化囊腔致密，囊腔厚度较形成初期为薄Ⅲ级试样周围可以见到成纤维细胞、纤维细胞与胶原纤维并已形成囊腔结构Ⅳ级试样周围可见小血管、纤维细胞增生并开始形成疏松的囊壁
拆除接骨板后截取内侧钉孔之间的骨段，4%甲醛固定1周，75%、85%、95%、100%乙醇梯度脱水，透明MMA包埋，硬化后行50 μm切片，常规磨片、抛光、超声清洗。Van Gieson染色：01%甲酸2 min，流水洗涤2 min，20%甲醇2 h，流水洗涤2 min，60 ℃下Stevenol蓝染色15 min，60 ℃蒸馏水2 min，Van Gieson苦味酸品红染色8 min，100%乙醇脱水，中性树脂封片。
光学显微镜下观察，显微摄影数码相机摄取图像。
15统计学分析
实验测量结果经SAS 612软件处理。组内各参数之间的比较用方差分析，两组比较用q检验，以P
2结果与分析
21大鼠气囊模型对金属磨损颗粒的生物学反应观察
Ti6Al4V、TiNbZr两种颗粒注入气囊48 h后都能引起TNFα分泌量显著升高（P
2种材料组的IL6分泌量对照组（钴铬钼）比较，但各组间无显著差异（P>005）(表3)。
表3钴铬钼、Ti-6AI-4V、TiNbZr气囊 TNFα
和IL6分泌量的比较（pg/ml）分组对照（钴铬钼）组Ti-6AI-4V组TiNbZr组TNFα1287±6642*16406±5623**8739±8236IL618898±332627297±461930035±4947*TNFα，对照组与每个实验组比较P
Ti6Al4V组囊壁明显增厚，可见少量的中性粒细胞和嗜碱性粒细胞，炎症细胞反应为III级（图3）。
TiNbZr气囊较薄，炎症细胞反应为III级（图4）。
气囊囊壁厚度：Ti6Al4V组> TiNbZr组>空白对照组。两两比较，每两组间均有明显差异P
表4各种金属材料气囊囊壁厚度测量数值 （μm）组别分组N囊壁厚度（x±s）1空白对照361650750±1878582钛铝钒368308600±8374553TiNbZr364758420±785791
23TiNbZr接骨板的体内植入实验
一般情况：2只动物右侧切口（317不锈钢接骨板侧）发生术后切口感染，1只经切开引流愈合，另1例形成接骨板旁脓肿，至取材时才发现。感染动物实验数据未纳入统计。所有动物均无接骨板外露。图1光镜下囊壁厚度测量图片与10微米显微标尺（100×）
图2TiNbZr接骨板的体内植入实验图3Ti6Al4V囊壁组织光镜下形态，囊壁镜下为紧贴肌肉内层的纤维结缔组织膜，主要由纤维组织和成纤维细胞构成，囊壁内可见少量的淋巴细胞，炎症细胞反应为II级（HE染色，100×）图 4TiNbZr组囊壁光镜下形态，囊壁较薄，可见少量的中性粒细胞和嗜碱性粒细胞，炎症细胞反应为III级（HE染色，100×） 图58周后骨痂开始覆盖TiNbZr接骨板的表面和螺钉，形成“骨盖板”的现象图6317不锈钢接骨板的两侧也可以见到骨痂的增生，但未覆盖接骨板的表面图7TiNbZr接骨板周围被新生的大量成熟的骨痂包绕，界面为骨与接骨板的直接致密结合，中间无纤维及胶原软组织间隔（Van Gieson染色，100×）图8317不锈钢骨板界面有纤维及胶原软组织间隔，可以见到软组织间隔剥脱。骨表面形成小的囊样变，内部被胶原组织填充（Van Gieson染色，100×）图9 317不锈钢和TiNbZr接骨板植入12周的螺钉钉道组织切片显示：317不锈钢和TiNbZr螺钉与骨都能形成较为牢固的钉骨直接结合，钉骨界面无软组织间隔（Van Gieson染色，40×）大体观察：从接骨板植入4周，新生骨痂开始覆盖TiNbZr接骨板的两侧，8周时骨痂甚至部分覆盖接骨板的表面和螺钉（图5）。12周后这种“骨盖板”的现象逐渐减少，至36周就极少见到。317不锈钢接骨板的两侧也可以见到骨痂的形成，但未见到覆盖接骨板的表面和螺钉的现象（图6）
接骨板骨界面观察： 接骨板植入12周，317不锈钢和TiNbZr接骨板与骨组织形成骨板界面。TiNbZr接骨板周围被新生的大量成熟的骨痂包绕，与大体观察中的“骨盖板”现象相吻合，界面为骨与接骨板的直接接触，中间无软组织间隔（图7）。
317不锈钢骨板界面可见部分致密结合，大部分骨的表面有纤维及胶原软组织间隔，由于取出接骨板时的破坏，形成可见的软组织间隔剥脱。骨表面形成小的囊样变，内部被胶原组织填充（图8）。
317不锈钢和TiNbZr接骨板植入12周的螺钉钉道组织切片显示：317不锈钢和TiNbZr螺钉与骨都能形成较为牢固的钉骨直接结合，钉骨界面无软组织间隔（图9）。
3讨论
生物相容性是任何新型生物材料进入临床应用以前必需认真考虑的问题。生物相容性评价是一个非常广义的概念。传统实验多采用皮内刺激实验、黏膜刺激实验、急性全身毒性实验、溶血实验、热源实验等方法。对于骨科内植物材料相容性的评价从开始就应该包括生物相容性和力学相容性两个方面。实验方法也应更加重视采用体内实验模型。
在前期的体外实验中作者得到结论：低弹性模量TiNbZr β钛合金具有优良的体外组织相容性，是一种有前途的人工关节假体材料。（1）工作中采用L929细胞（小鼠成纤维细胞）对合金进行细胞毒性试验，TiNbZr的细胞毒性为0级。（2）将1 μm左右的TiNbZr颗粒与J774A1巨噬细胞体外共同培养24~48 h后，吞噬了TiNbZr颗粒的J774A1巨噬细胞形态改变明显轻于钴铬钼颗粒组和钛铝钒颗粒组。巨噬细胞与钛铝钒合金颗粒、钴铬钼合金颗粒和TiNbZr颗粒共同培养48 h后都有IL6和TNFα mRNA表达的增加，钴铬钼颗粒和钛铝钒颗粒引起巨筮细胞增加更加明显。巨噬细胞吞噬TiNbZr颗粒48 h后分泌TNFα的量明显低于钛铝钒和钴铬钼（P
在金属磨损颗粒与巨噬细胞共同培养的实验中通常能发现钛合金的钒能刺激巨噬细胞产生更多的骨吸收因子，这些细胞因子在人工关节松动中起重要作用，所以β钛合金的发展趋势是选用生物相容性更好的元素。这是β钛合金生物相容性优良的物质基础。Seligson〔4〕采用经过表面硬化处理的Ti13Nb13Zr接骨板治疗羊胫骨骨折，固定16周后研究发现与Ti6Al4V相比β钛合金固定更加牢固，术后感染机会减少。
早期的β钛合金用钼取代了有细胞毒性的钒和铝。Khan证实Ti15Mo(TM)在模拟体液环境下有良好的耐腐蚀性能。在705例病人中作的金属敏感性实验说明含钼的β钛合金不会引发变态反应。现代的β钛合金则倾向于选取生物相容性更好的铌、锆、铊、钸等元素，如Long 〔5〕证实了Ti13Nb13Zr的生物相容性优良。Ti50Zr合金在Ringer’s和PBS液体中容易形成表面氧化膜，因而具有生物不敏感性〔5〕。日本学者研制的Ti29Nb13Ta46Zr在体外实验中表现出良好的生物相容性〔7、8〕。有研究表明，通过生物相容性元素Nb 、Ta、 Zr的严格组合可使潜在的组织反应达到最小。
骨科植入物材料力学相容性是必须考虑的生物相容性问题。目前临床常用的不锈钢、Co合金的弹性模量远远高于人体骨组织，这些材料与骨之间弹性模量的不匹配，使载荷不能由植入物很好地传递到相邻骨组织，出现“应力遮挡”现象，从而导致假体周围骨吸收和关节假体松动。我们在国内首次研制的TiNbZr合金的弹性模量为65 Gpa左右（最小52 GPa，最高仅为735 Gpa），已经达到某些碳纤维复合材料的水平〔10〕，与人体皮质骨的弹性模量更加接近。因此这些合金有望进一步减弱“应力遮挡” 效应。本研究中制备合金的强度大多在650~850 MPa之间；其延伸率也较高，最高可达23%。另外，所制备合金在铸造、热成型和机械加工方面已经显示出良好的性能。
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第3篇：细胞生物相容性范文
关键词：生物材料；整形外科；生物性能
生物材料是用于人体组织与器官诊断、修复或增进其功能的一类高技术人造材料。整形外科又称修复外科或成形外科，是外科学一个分支，以手术进行自体或外体组织移植治疗皮肤、肌肉及骨骼等器官先天、后天获得的创伤、疾病，修复组织缺损、畸形，改善或再造生理功能或外貌，生物材料是整形外科常用的材料，没有理想的生物医用材料就无法保证整形的安全与效果[1]。随着社会观念的转变，整形外科收治患者特别是因美容需要患者逐年增多，但使用生物材料事故频发，因此探讨生物材料在整形外科中的适用性及安全性非常必要。本次研究以某院整形外科应用生物材料进行诊疗活动患者293例作为研究对象，观察探讨生物材料的适用性与安全性。
1资料与方法
1.1一般资料某院整形外科2007年1月～2012年12月收治并应用生物材料进行治疗的患者1428例。
1.2方法采用回顾性的分析方法统计患者年龄、手术原因、性别、并发症、应用生物材料等基本资料，收集该院近年来收到患者有关感染与并发反馈。
1.3统计学处理本次研究当中的所有数据均采用SPSS17.0统计软件进行处理，计量资料采用均数±标准差（x±s）表示，计数资料采用率（%）表示。
2结果
2.1应用生物材料情况2007～2012年整形外科应用生物材料消费者逐年增多，2012年相较于2007年增长1106.98%，年增长161.74%；主要生物材料为透明质酸、自体组织、羟基磷灰石、胶原及聚乳酸，年增长率均在140%以上，其中自体组织增长最迅速，年增幅236.12%，其次为透明质酸达到161.84%,见表1。
2.2消费者基本情况2007年～2012年女性消费者比重不断上升，2007年占69.77%，至2012年占87.02%，其比重以每年4.5%的速度递增，同期因美容于整形外科应用生物材料比重不断上升，2007年占65.89%，2012年占83.51%，比重年递增4.85%；同时患者平均年龄呈逐年下降趋势,见表2。
2.3不良反应不良反应包括感染、患者自觉不适等（本次研究统计复查、反馈不良，包括往年患者）；2007年～2012年不良反应发生率逐年上升，年增长139.22%；羟基磷灰石不良反应发生率最高为16.91%，其次为胶原15.82%，自体组织最低2.18%，见表3。
3讨论
整形外科发展至今，目前常用的生物材料无论来自于自体，还是异体，活性或非活性，天然或人造，均各有优缺[2]。以隆鼻整形手术为例，目前常用的生物整形材料包括造牙材料、固体硅胶、人工骨材料、自身组织。造牙材料，主要应用于隆鼻，生物相容性较好，但需要充足的术前准备，操作困难；固体硅胶因生物相容性好、价格低廉、长远预后较好，是临床常用隆鼻材料；人工骨材料，具有生物相容性好、副作用少、使用方便、价格低廉等优点，广泛应用于骨科、口腔整形；自体组织，选择自体组织以修补需要整形之处，对于相对复杂、病情严重、需要较好的生物相容性整形适用性较强，但因从其它部位截取，可能给提取处造成损伤[3]。
目前因美容需要至整形外科应用生物材料患者逐渐增多，后者更关注生物材料生物适应性，如硬度、是否变形等，以达到良好的美容效果，即重形而不重质[4]。据统计整形外科90%以上消费者出于美容目的进行整容，其中28.6%注重医师的技能水平与素质，15.2%注重设备，12.1%关注卫生安全，而关注材料安全不足5%[5]。消费者注重服务水平、质量，忽视卫生安全，整形外科生物材料市场投其所好，加上缺乏行业规划、标准与法律制度保障，整形外科生物材料市场较为混乱，以次充好现象普遍存在，整形质量良莠不齐，给患者带来巨大的伤害，不利于生物材料技术的进步推广。
本次研究中因美容需要女性患者比重增长迅速，且年龄趋于年轻化，凸显出患者整形美容缺乏理性。医疗机构虽然技术、材料已相对成熟，部分患者医疗安全意识提高，选择生物相容性好的自体组织、透明质酸者逐渐增多，但仍不可避免的产生不良反应，并随着时间的推移愈加突显。
参考文献：
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第4篇：细胞生物相容性范文
[关键词]组织工程血管;脱细胞组织工程血管支架;冷冻干燥
[中图分类号]Q813.1[文献标识码]A[文章编号]1008-6455(2010)02-0218-04
Conservation of the tissue-engineered acellular vascular scaffold with freezing and drying technique
LIU Bin1, ZHANG Man-jing2, XIA Wei1, LU Kai-hua1,GUO Shu-zhong1
(Department of Plastic Surgery, Xijing Hospital,the Fourth Military Medical University,Xi′an 710032, Shaanxi,China 2.Department of Platic Surgery,the Second Affiliated Hospital of Kunming Medical College)
Abstract: ObjectiveTo investigate the feasibility of a freeze-drying technique preservation protocol on the acellular vascular scaffold.MethodsAcellular vascular scaffolds were treated by freezing and drying technique at -70℃(6.67×10-4kPa) for 6h,then appraised the scaffolds by histological and ultrastructural observation and evaluated its biocompatibility and biomechanics.ResultsIt was shown that the main performance indexes of the freeze-drying treated acellular scaffolds changed unremarkably in compared with the untreated ones.ConclusionFreeze-drying technique can be a good preservation protocol for tissue-engineered acellular vascular scaffold.
Key words: tissue engineering blood vessels; tissue engineered acellular vascular scaffold; freeze drying
随着科学技术的发展,组织工程学的兴起为从根本上解决血管移植物替代这一问题带来了新的曙光。组织工程血管是组织工程学领域的产物之一,是一种新的有望彻底解决小口径人工血管移植问题的方法。脱细胞血管基质因其具有取材方便、低免疫源性、机械性能良好等优良特性,在血管组织工程研究领域中得到了越来越广泛的应用[1-2], 成为该领域支架材料研究方面的一个热点。通过前期的系列试验研究,我们初步摸索出一种脱细胞血管支架快速制备、消毒及结构疏松化的方法。然而脱细胞血管材料制备后如何长期保存又是一个需要面临和解决的问题,因此我们希望找到一种简单可行的储存技术来长期保存制备的脱细胞血管支架以达到临床和科研上 “随用随取”的目的。
在本实验研究中我们使用冷冻干燥技术处理制备的脱细胞血管支架,通过对处理后的支架材料进行组织,超微结构观察、生物力学评估、细胞毒性测定以及动物体内的组织相容性检测,研究冷冻干燥处理对脱细胞血管支架材料生物相容性和生物力学特性的影响,从而进一步评估冷冻干燥技术作为该材料长期储存方法的可行性。
1材料和方法
1.1血管材料准备及脱细胞血管支架的制备:选取8～12月,体重在2～2.5kg的健康雄性大耳白兔20只,在麻醉、相对无菌条件下,取出兔股动脉,置于4℃含青霉素和链霉素各180mg/L的无菌PBS液中,热缺血时间不超过15min。无菌PBS液冲洗数次去除血液杂质,锐性去除附属结缔组织和脂肪成分以及大部分血管外膜。截取长度为5cm、无明显分支、内径约3mm的动脉40根作为实验材料。将所取得的30根血管材料反复冻融加超高压处理后,置人含有15μg/ml RNase A,150μg/ml DNase I (Sigma)溶液中,冲洗48h(37℃,5%CO2环境内搅拌),然后用PBS洗涤1天。
1.2脱细胞血管支架的冻干处理:取20根制备好的脱细胞血管支架材料,根据血管材料口径和长度套入相应的玻璃棒上,于普通冰箱冷冻室内-4℃预冷24～48 h,然后在-80℃低温冰箱中速冻24h,再置入-70℃、6.67×10-4 kPa的干燥冷冻机(LGJ-10C,上海)内6h作冷冻干燥处理。用包装袋封装后,置常温下保存待用,并注明冻干日期、血管种类、长度及口径,保存8周以上后使用。使用时,将血管材料由包装袋中取出,浸泡于生理盐水中复温约10min,血管变软后由玻璃棒上轻轻取下,以0.1%过氧乙酸溶液消毒。
1.3组织学观察
1.3.1 光学显微镜:4%多聚甲醛分别固定经冻干-复水处理及经未冻干处理的脱细胞血管支架标本,常规石蜡包埋切片,行苏木精伊红(HE)染色后在光学显微镜下观察。
1.3.2 扫描电镜:3%戊二醛分别预固定经冻干-复水处理及经未冻干处理的脱细胞血管支架标本,4℃储存送检。标本在S-3400N型扫描电镜下观察。
1.4 兔血管内皮细胞的分离培养:无菌条件下取出兔胸主动脉。去除附壁血细胞,剪除外膜多余脂肪和筋膜。分别注入0.125%、0.25%胰酶和0.1%胶原酶消化液,使管腔充盈,37℃作用15、12、17min,松开一端,收集消化液; 注入含10%胎牛血清 M199培养液再次冲洗管腔;将消化液和冲洗液并800r/min,5min离心,弃上清;加M199培养液,吹打均匀制成细胞悬液,以2×105/瓶浓度,传入25cm2培养瓶;37℃、5%CO2培养箱,每24h半定量换液;当原代培养至融合形成致密的单层细胞时即可传代,实验采用的细胞为第3～7代细胞。
1.5 接触细胞毒性测定:实验组将约3mm2 的无菌医用粘合膜粘贴于一次性细胞培养皿中央,无菌条件下取5mm×5mm大小冻干处理后脱细胞血管基质,黏附于细胞培养皿中。作为阳性对照组,将一滴氰基丙烯酸酯滴加至另一培养皿中央的脱细胞血管基质上;阴性对照组,培养皿中央医用粘合膜粘贴未经冻干处理的脱细胞血管基质。将准备的内皮细胞悬液依次接种于上述培养皿中,CO2培养箱中(37℃,5%CO2)孵育48h后倒置荧光显微镜下观察细胞与培养皿中央材料毗邻部位的形态。
1.6羟脯氨酸含量测定:利用羟脯氨酸检测试剂盒(南京建成)及多功能光度计分别测定分别测定新鲜血管及冻干处理前后脱细胞血管支架材料羟脯氨酸含量的变化。
1.7 处理前后材料的机械力学特性的测定:将新鲜血管及冻干处理前后脱细胞血管支架材料在INSTRUIN 1122生物力学测试系统(Instron Uo.USA)下行单轴拉伸试验,测定最终抗张强度和缝合强度。
1.8 血管支架材料冻干-复水处理后体内生物相容性的初步研究:大耳白兔以戊巴比妥钠(30～40mg/kg,iv)麻醉,取仰卧位固定于手术台上,腹部两侧去毛,碘伏消毒,铺巾。在腹部两侧各做2个切口,长约1cm,切开皮肤全层后以眼科剪仔细分离皮下形成一腔隙。把脱细胞血管基质及经冻干-复水处理的脱细胞血管基质分别植入皮下腔隙中,每侧植入2块材料,铺平,缝合切口,再次以碘伏消毒切口。无压力包扎,饲养。观察兔全身及材料种植局部反应,并分别于术后7天、14天、21天及28天取出标本,4%多聚甲醛分别固定血管支架标本,常规石蜡包埋切片,行苏木精伊红 (HE)染色后在光学显微镜下观察。
1.9 统计学分析:数据采用SPSS13.0软件处理,结果以均数x±s表示, 数据以均数±标准差表示,采用方差分析比较, P
2结果
2.1形态学观察
2.1.1 大体形态:脱细胞处理组管壁变软塌陷,但弹性良好(图1);经过冷冻干燥保存处理后的脱细胞血管支架形成特有的海绵状多孔性结构(图2);复水后脱细胞血管支架形态及大体结构完全复原(图3)。
2.1.2 经冻干处理脱细胞血管基质的组织学观察:经过冷冻干燥处理后的脱细胞血管支架,其管壁胶原纤维波浪状结构均保存基本完好,同未经冷冻干燥处理的脱细胞血管支架相比,结构无明显差异(图4、5)。
2.1.3 超微结构观察:经过冷冻干燥处理后的脱细胞血管支架结构较未处理前略疏松,但整体结构保持完好(图6、7)。
2.2 接触性材料细胞毒性:冻干处理前后的脱细胞血管材料均无细胞毒性,在材料的周围未发现内皮细胞的接触或者生长抑制,测试样本周围的内皮细胞形态正常,共培养的血管内皮细胞增殖旺盛(图8、9)。
2.3 正常血管与冻干处理后脱细胞血管基质的胶原含量的测定:血管材料的羟脯氨酸含量各组两两相比无统计学意义(P>0.05),即血管材料在上述各处理条件组中,其羟脯氨酸含量(胶原含量)与冻干处理前相比无明显变化,见表1。
2.4 材料的机械力学特征:血管材料的最终抗张强度与缝线保留强度各组两两相比无统计学意义(P>0.05),即血管材料在上述各处理条件组中基本力学特征在经冻干处理前后无明显变化,见表2。
2.5经过冻干处理后血管支架材料体内生物相容性
2.5.1 术区情况及植入材料大体外观:家兔腹部皮下埋植冻干处理脱细胞血管支架后,精神、食欲均良好。手术区术后第2天或第3天出现轻微红肿,术后第4天到第5天消退,埋植处高出周围皮面。切口均愈合良好,术后7天拆线。未发现明显红肿,无脓性分泌物等情况。手术后埋植脱细胞血管支架而隆起的高度随时间的推移逐渐降低,到术后3周时已基本与周围皮肤一致。
大体观察:1周组材料体外可触及、轮廓清晰、质地中、血管浸润明显、纤维包膜可与材料分离(图10)。3周组材料外周包膜变薄,与支架材料结合紧密,材料表面有降解吸收现象,失去网状状结构。4周组材料几乎完全被吸收,材料周围组织无明显坏死及感染。
2.5.2 植入材料组织学检查:2周组未经冻干处理的脱细胞血管基质及经冻干处理的脱细胞血管基质材料HE染色镜下仅见少量中性粒细胞浸润(图11、12)。3周后炎细胞数明显下降,与其下组织分界不清,包膜和材料中有中性粒细胞、淋巴细胞和浆细胞为主的炎性细胞浸润并伴增生的成纤维细胞。4周组材料进一步吸收变薄,呈稀疏的线条状,浸润炎性细胞数量明显减少。两组材料体内反应过程基本相同,各组均未见组织坏死。植入材料大体外观及组织学检测结果表明,脱细胞血管基质在冻干处理前后具有良好的体内生物相容性。
3讨论
传统生物材料的保存方法主要有深低温冻存和冷冻干燥保存两种。对于冻干保存生物材料的生物学特性的研究国内外已不少见,但多集中在眼角膜、骨骼及皮肤等片状材料方面。对于脱细胞血管基质支架此类管状生物材料的生物力学和化学特性影响的研究,国内外尚无文献报道。因此在我们的研究中将冷冻干燥技术应用到脱细胞血管支架此类管状生物材料的保存处理中, 以评估冻干技术作为脱细胞血管支架材料长期保存方法的可行性。
真空冷冻干燥技术是将真空技术、冷冻技术和干燥技术结合起来的一种综合性技术。其最先应用于血浆、血清、酶制剂、生物细胞、人体组织等生物制品和材料的冻干保存。早期的研究发现,部分蛋白制品通过冷冻干燥技术处理后的真空包装可以达到在室温下保存两年甚至更长时间而不发生变质的良好效果[4],从最早应用于处理生物学材料[5],后历经应用氟利昂-12改良处理法[6],直到今天使用冻干同种异体骨成功修复牙周骨缺损[7], 利用冻干技术制备多孔的组织工程支架材料[8]。冻干技术在组织保存及材料制备方面的研究走过了近六十年的发展历程。
冷冻干燥处理对于脱细胞血管材料的生物学特性的影响是本试验中主要的考察指标。主要包括材料的细胞毒性、生物力学以及生物相容性等。在我们的研究中,对经冷冻干燥保存处理的脱细胞血管基质材料的上述指标进行了体外和体内的测试。通过体外试验,我们利用兔的血管内皮细胞对经冷冻干燥处理并保存后的脱细胞血管支架的接触细胞毒性进行检测。结果发现:经过冻干保存处理的脱细胞血管基质其材料毒性并未增加,材料周围未内皮细胞形态正常且未发现内皮细胞的接触或者生长抑制。由此我们可以得出:经过冷冻干燥处理并保存的脱细胞血管基质在体外具有良好的细胞生物相容性。另外在体内试验中,我们在兔腹部皮下埋植脱细胞血管支架,通过对不同时间段取材的组织及形态学分析,初步证实了冷冻干燥处理前后,脱细胞血管支架材料都具有良好的体内生物相容性。
脱细胞血管基质的主要成分为胶原纤维,而胶原纤维的主要分解产物为羟脯胺酸。因此我们的实验中通过测定冻干保存处理前后材料羟脯胺酸的含量,来判断上述处理是否会破坏支架材料的胶原结构。结果发现经冻干保存处理前后的脱细胞血管支架其羟脯胺酸含量基本一致,从而证明冻干保存处理对于脱细胞血管支架的胶原结构无明显影响。
足够的初始强度和弹性对于组织工程血管支架的材料来说是非常重要和必需的。因此,我们在试验中测试了冻干保存处理前后血管组织的强度和弹性,以判断冻干处理对于脱细胞血管基质材料的主要生物力学指标的影响。体外测试的结果证实经过冻干保存的脱细胞血管支架其强度和弹性虽然出现了轻度的降低,但是这种改变不具有明显的统计学意义。
本研究通过对冻干保存处理前后脱细胞血管支架材料生物化学与生物力学特性的检测分析,初步证明:经过冻干保存处理的脱细胞血管材料,其细胞毒性、生物力学特征以及胶原结构与未经处理前相比没有明显的差异,冻干保存后的材料依然具有良好的生物相容性。因此我们认为:冷冻干燥处理作为组织工程脱细胞血管支架此类管状生物材料的长期储存方法是可行的。
[参考文献]
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第5篇：细胞生物相容性范文
[关键词]生物陶瓷；蛋白吸附；生物相容性
[中图分类号]R 783.1[文献标志码]A[doi]10.3969/j.issn.1673-5749.2012.04.037
Research progress of protein adsorption on surface of bioceramicsWang Chuanyong, Li Wei, Jiang Li.（State Key Laboratory of Oral Diseases, Sichuan University, Chengdu 610041, China）
[Abstract]Bioactive ceramics have been widely used in replacing defected hard tissues caused by trauma or disease. When biomaterials are placed in bio-enviroments, various protein molecules will immediately accumulate on material surfaces forming a bioactive layer. Moreover, this protein layer plays an important role in determining the biocompatibility of materials. So this paper briefly reviews the protein adsorption on bioceramics surfaces, including the type of proteins absorbed, methods being used, factors effecting adsorption capacity and methods improving it, providing reference for the surface biological modification of bioactive ceramic materials.
[Key words]bioceramics；protein adsorption；biocompatibility
生物陶瓷材料已在替代患有疾病或者损伤的硬组织方面被广泛应用，并在人体环境中实现了原有硬组织的部分生理和力学功能，而发挥这一长效功能的重要基础是陶瓷材料的生物相容性。具有良好生物相容性的材料能够促进表面成骨细胞的增殖分化和骨组织的沉积，进而与材料形成良好的骨结合。同样，材料在生物体内产生的大部分问题都与其相关。材料表面的生物化学性质在很大程度上决定了其生物相容性。当材料暴露在生物环境中时，材料的表面便与含有各种蛋白质的组织液紧密接触，其表面立即会有蛋白质的吸附和堆积，这一蛋白质层对于材料的生物相容性具有重要的影响，其中，具有生长因子和细胞信号作用的肽及蛋白质成分会对细胞增殖和分化起到重要的调控作用，进而影响生物材料在体内功能的发挥。研究蛋白吸附对于调节材料表面生物活性，提高材料的生物相容性非常有意义。近年来，学者们对于蛋白吸附的研究已经取得了相当大的进展，本文就生物陶瓷表面蛋白吸附的最新研究进展作一综述。
1主要的研究方法
数十年之前，测量蛋白质最广泛的技术是用放射性元素标记蛋白质然后直接测量材料表面的放射性，此方法简单、灵敏、应用广泛，但其也有许多问题，如对人体有辐射危害、不能显示蛋白质构象等，因此，此法的应用正逐渐减少。近年来，被广泛应用且为新发展的技术主要有傅里叶变换红外光谱计（Fourier transform infrared spectroscopy，FTIR）[1]、SDS-PAGE电泳[2]、酶联免疫吸附测定法（enzyme-linked immunosorbent assay，
ELISA）[3]、噬菌体展示技术[4]、微量量热法[5]等。
2研究的目标蛋白
细胞对生物材料的反应首先取决于其对材料表面吸附蛋白的效应，蛋白质扮演了重要的角色。目前，对材料表面蛋白吸附的研究主要集中在血清白蛋白、纤维连接蛋白（fibronectin）、转化生长因子（transforming growth factor，TGF）和骨形态发生蛋白（bone morphogenetic protein，BMP）等，这些蛋白在促进纤维细胞和成骨细胞黏附、增殖、分化以及骨诱导等过程中具有重要的作用。
血清白蛋白不仅是血浆中含量最多的蛋白，也是一种在蛋白吸附研究中最广泛应用的蛋白。其中，牛血清白蛋白（bovine serum albumin，BSA）可与多种金属离子和其他小分子物质结合，对无机晶体的形成可以产生一定的影响。
纤维连接蛋白是细胞黏附机制中的关键蛋白之一，与成纤维细胞和成骨细胞的黏附有关，对于种植体周围新骨的再生有着重要作用，同时，纤维连接蛋白和玻璃体蛋白等已被证明能够促进细胞黏附以及肌动蛋白微丝的重组[6]。
TGF能够促进成骨细胞的增殖和分化，它的吸附对于双相磷酸钙（biphasic calcium phosphate，BCP）的骨诱导机制有着重要作用。研究[3]显示：在活体植入中，BCP对TGF-β1的吸附量会随时间增加而显著增加，这一发现对磷酸钙骨诱导机制的探讨可能提供了重要的信息。
BMP属于TGF-p超家族的成员，在成骨祖细胞的迁移、间充质细胞增殖、软骨和骨源性细胞的分化以及骨改建中具有重要的作用，其是能够单独诱导骨组织形成的局部生长因子，其中，BMP-2由于活性最强而被广泛用于研究中[7]。
3影响蛋白吸附的主要因素
不同的材料表面性质具有不同的蛋白吸附机制[8]，陶瓷材料的表面形貌、孔隙率、润湿性、表面电荷、含有的其他金属离子等因素都会影响蛋白的吸附状态。在生物体内环境下的固液表面环境将更加复杂，蛋白的种类、构象、吸附介质溶液的pH值、温度、暴露时间和吸附界面介质的流动等因素都会对蛋白的吸附起到一定的作用[9]。总体来说，固体表面的蛋白吸附是一个非常复杂的过程，受到来自材料表面结构、理化性质、生理环境等方面多种因素的影响。
3.1陶瓷的表面结构
3.1.1孔隙尺寸和微孔率孔隙尺寸是影响蛋白质吸附的一大因素，Fujii等[10]发现：含锌离子质量分数超过4%的羟磷灰石（hydroxyapatite，HA）会形成大量介孔，由于介孔尺寸较BSA分子大，而较β2-微球蛋白（β2-microglobulin，β2-MG）分子体积小，所以它更适合对β2-MG分子的吸附。Zhu等[3]发现：不同空隙结构的BCP对蛋白的吸附能力明显不同。在随后的研究中，Zhu等[11]又指出：磷酸钙陶瓷颗粒的微孔率和微孔尺寸对蛋白质吸附有显著影响，更高的微孔率和/或更多的直径大于20 nm的微孔能够吸收更多的纤维连接蛋白和胰岛素。
3.1.2比表面积由于比表面积的大小与固体的吸附能力有很大关系，增加材料的比表面积能够吸附更多的蛋白质。Li等[12]证明：磷酸钙陶瓷材料表面吸附的蛋白量随表面积的增大而增多。
3.2陶瓷的物理和化学性质
3.2.1生物陶瓷的种类不同的陶瓷具有不同的结构和性质，因而对蛋白质的吸附也不同。孙涛等[13]发现：HA、磷酸三钙（tricalcium phosphate，TCP）、胶原HA（collagen-hydroxyapatite，CHA）和含氟HA（fluor-hydroxyapatite，FHA）4种陶瓷吸附蛋白质的量有所不同，分别为TCP＞CHA＞HA＞FHA。Zeng等[14]研究了磷酸钙生物陶瓷和钛薄膜对BSA的吸附后发现：磷酸钙较钛吸附的蛋白量更大，而且磷酸钙的表面成分和结构会影响蛋白质吸附的动力学以及所吸附蛋白的结构。
3.2.2浸润性当陶瓷材料与富含蛋白质的液体环境相接触时，具有较高润湿性的材料能吸收更多的蛋白质。Hao等[8]发现：用CO2激光处理后的氧化镁部分稳定氧化锆（MgO-PSZ）对人血清白蛋白的吸附呈负相关，而与纤维粘连蛋白的吸附呈正相关。
3.2.3极性成分和表面能材料表面的极性成分能为蛋白质提供结合位点。固体表面通过降低表面能可达到吸附的目的，不同材料的表面能决定了不同的吸附过程。当材料被CO2激光处理后，其极性成分和表面能的显著改变能够改变蛋白质的吸附。Hao等[8]的研究显示：白蛋白与纤维粘连蛋白的吸附可能与其相关，这一发现有助于改善氧化锆的生物相容性。
3.2.4锌离子和硅酸盐离子材料表面的硅酸盐离子能够通过电荷排斥以及形成原子空间障碍等方式阻碍蛋白质的吸附。Chen等[15]通过研究富亮氨酸成釉蛋白对含硅HA（SiHA）的吸附行为后发现：硅酸盐离子能够形成保护效应。锌离子的加入能够增加材料的比表面积，进而影响蛋白的吸附。Fujii等[10]发现：虽然锌离子的加入使含锌纳米HA（ZnHAp）的比表面积增加，但是吸附能力却随着锌离子含量的上升而下降。这一结果同Webster等[16]的研究结果一致。
3.3生物环境因素
3.3.1蛋白质种类不同的蛋白质分子其构象、等电点等的不同，对于材料的吸附能力也具有显著的变化。孙涛等[13]研究了生物活性陶瓷对血浆总蛋白、纤维蛋白原和纤维粘连蛋白等细胞外基质的吸附情况后发现：蛋白质吸附的量与材料的性能及蛋白种类有关。
3.3.2蛋白质竞争吸附生物材料表面存在比较剧烈的竞争性或者选择性蛋白吸附，通过蛋白质的竞争吸附过程，材料表面的蛋白质会产生不同的变化[17]。
3.3.3蛋白质构象当蛋白质吸附于材料表面时，构象的变化会提供更多的结合位点。Zhu等[11]比较了多种蛋白质对材料表面的吸附后发现：BCP或HA的微结构变化对Col-Ⅰ的吸收没有明显影响。所以，他们认为：这是由于Col-Ⅰ与材料表面接触时构象很少发生变化所致。
3.3.4溶液的pH值蛋白质在溶液中有两性电离的现象，不同的pH值对蛋白质的电荷数量和性质会产生很大的影响。Sharpe等[18]比较了HA、TCP对不同血清蛋白的吸附情况后发现：不同pH值下，铁传递蛋白（transferrin）的吸附有很大的不同，并且其吸附量与pH值呈负相关。
3.4陶瓷的处理方式
3.4.1热处理温度当HA热处理至800℃以上时，会有微量的β-TCP相出现。TCP在体液中溶解生成的Ca2+和PO43-离子能为蛋白质提供结合力。Kandori等[19]将HA颗粒加热后研究其对BSA的吸附能力，结果显示：未处理组和分别加热200、400℃的HA组，其吸附量虽微量上升但都低于1 mg·m-2；当温度从600℃升至1 000℃时，蛋白吸附量显著增加到3 mg·m-2以上。
3.4.2烧结方式张慧杰等[20]以常规马弗炉烧结和微波烧结2种方式分别制备HA陶瓷颗粒后发现：相对于常规烧结，微波烧结得到的颗粒具有丰富的微孔隙和接近于纳米尺度的晶粒尺寸，其表面电位值更小，能够吸附更多的BSA和更少的溶菌酶。
4改进吸附的方法
由于蛋白质层对于细胞的黏附、增殖、分化等有很显著的影响，因此，操控其表面的蛋白吸附进而改变细胞反应，增加材料的生物相容性是很有潜力的发展方向。目前，已有多种物理、化学方法等都用来改变陶瓷的表面性质，对生物陶瓷表面仿生研究也起到了明显的促进作用。
4.1改进材料的表面形貌
4.1.1陶瓷纳米化纳米陶瓷具有极小的粒径、大的比表面积和高的化学性能，并且陶瓷材料的组成结构更加致密、均匀。纳米HA较普通HA能够吸收更多的白蛋白。
4.1.2激光改性生物陶瓷在激光产生的高热、高压作用下，经过融化再结晶等过程，其表面微结构、粗糙度、结晶度等表面形貌和各种理化性质会发生显著改变。Hao等[8]发现：CO2激光处理后的MgO-PSZ对人血浆纤维粘连蛋白的吸附量有所增加。
4.2材料表面枝接其他生物活性物质
对于事先在材料表面接枝具有一定生物活性的物质或其他的表面处理，是研制具有良好相容性材料的有效途径[21]。众多的研究已证明了表面改性的可行性。喻凯等[22]采用戊二醛交联法对白蛋白进行交联。Kandori等[23-24]发现：焦磷酸改性的HA增大了对BSA和溶菌酶的吸附，此外，他们还合成了表面含有β氨基酸的纳米HA并指出其对BSA的吸附量较普通HA多2.3～2.4倍。Monkawa等[25]用有机硅烷处理HA表面后，成功使大量Ⅰ型胶原吸附。Baeza等[26]对SiHA进行生物素化后发现：材料表面有一层同质且均匀的蛋白质层，并且吸附的蛋白质量增大。
5结论
固相与液相表面的蛋白质层对于材料的生物相容性具有不可忽视的重要作用，而且现在也得到了越来越多的关注和研究，并取得了很大的进步。然而，对于生物材料表面的蛋白吸附特性和机制仍需要更多的研究，目前的研究方法主要集中在对各种蛋白质吸附量的测量，而对于蛋白质种类的研究则相对较少，尤其是蛋白吸附后具体的蛋白成分与细胞黏附和分化等行为之间的联系需要更多的研究加以阐释。学者们研究材料表面蛋白吸附行为的最终目的是为了改进材料的生物相容性和促进组织的再生[14]。对于蛋白吸附的研究具有诸多益处，学者们增加对蛋白吸附的理解不仅能在生物材料表面活性的优化方面起到作用，也有助于探索其在生物医学方面的其他应用。通过不断地研究，相信学者们终将会制得合适的生物陶瓷材料来造福人类。
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第6篇：细胞生物相容性范文
1 钴铬合金在医学中应用的历史
有文献记载移植医学最早应用钴铬合金来制作人工髋关节，沿用至今，是其生物相容性的一个标志。另据记载说钴铬合金早在1929年应用于局部义齿修复。烤瓷用钴铬合金和制作局部义齿支架用的钴铬合金的区别在于合金含碳量的不同。一般前者含碳量很少，或不含碳。烤瓷用钴铬合金弹性模量为213745MPa,硬度为335维氏硬度，更高的弹性系数，舒适度高。在患者口内不会出现合金变色现象。
2 钴铬合金烤瓷全冠在临床应用的研究
2.1 钴铬合金在现代口腔修复的生物相容性
生物相容性是指材料在宿主的特定环境和部位，与宿主直接或间接接触时产生相互反映的能力，是材料在生物体内处于静动态变化过程中，能耐受宿主各系统作用而保持相对稳定，不被排斥和破坏的生物性质。在欲应用于人体的各种材料中，均应进行生物相容性的鉴定，只有符合ISO国际标准方可投入临床使用，牙科烤瓷合金也不例外。一直以来口腔修复用合金的细胞毒性一直受众多学者关注。如前所述，钴铬合金最早用于移植医疗，而于1929年牙科用于局部可摘义齿，其相容性得到了证实。在现代固定义齿修复中，钴铬合金烤瓷全冠的生物相容性也得到了从各方面的认证。孙平等通过MTT法认为镍铬合金抑制细胞增殖的作用最强，含钛镍铬合金次之，而钴铬合金抑制作用最弱，提示钴铬合金具有较好的生物相容性。钴铬合金为不含镍、铍的一种合金，有研究发现，钴铬合金不会造成牙龈返青现象。临床使用效果优于镍铬合金烤瓷冠。同时，实验研究表明，钴铬合金Cr、Mo含量较高，可在金属表面形成连续致密的氧化膜，增加了合金的耐腐蚀性能。合金中还含有较大比例的钨，而钨具有良好的化学稳定性。同时，其可抛光性可和贵金属相比。（两种非贵金属烤瓷冠的临床应用效果评价）钴铬合金中Cr、Mo含量较高，可在金属表面形成连续致密的氧化膜，增加了合金的耐腐蚀性能，赋予材料良好的生物相容性，且合金中不含Ni、Be大大降低了材料的致敏性。
2.2 钴铬合金烤瓷冠的边缘适合性
边缘性适合性是指修复体的边缘到预备体颈缘间的垂直距离，或指修复体粘固后，边缘的粘固剂层的厚度，也称边缘密合度。它反映了修复体的精确程度和就位情况，是衡量修复体准确性的主要指标之一。修复体粘固后，边缘部的黏合剂多少会溶解在唾液中，边缘的黏结空间可发展成龈沟，导致菌斑聚集，从而引发牙龈炎症或形成继发龋。因此，其优劣直接影响到牙周健康，修复体美观及固位力的保持。良好的边缘适合性可以有效防止继发龋、牙髓炎和牙龈炎的发生，对于修复体的修复质量是非常重要的。Marco和Petteno等认为修复体边缘适合性是影响修复体寿命的最薄弱环节，也是修复体成败的关键。修复体的边缘适合性，临床上以肉眼不能看到，探针不易探测到为判断标准。ADA标准规定临床上可接受的边缘差异为25um~40um.。但实际上铸造修复体很难达到这一要求。综合文献报道，现代一般认为临床上可接受的边缘差异的上限为100um。李秉鸿的研究表明钴铬合金基底冠边缘粘固剂的平均厚度为65.35um，在100um以内，能满足临床上的要求。沈霞等的研究结果显示钴铬合金全冠边缘粘结剂的平均厚度为63.35 um，与金铂钯合金全冠边缘粘结剂的平均厚度相当，可满足临床的要求。刘长虹等的研究结果DA9-4合金冠修复体边缘间隙为（71.3+-8.34）um，肩台间隙为（53.4+-4.83）um，轴面间隙为（41.85+-8.08）um，牙合面浮升量为（55.2+-9.21）um，也证实了DA9-4合金具有良好的适合性，可满足临床的要求。陈少武等的研究表明铸造钴铬合金烤瓷冠比铸造钛合金烤瓷冠具有更好的颈缘修复。
2.3 钴铬合金烤瓷冠的金瓷结合
烤瓷合金与瓷之间主要由3种结合力组成：化学结合力、机械结合力、范德华力。烤瓷合金在预氧化处理过程中其表面生成一层氧化膜，该氧化膜与瓷产生化学结合，是金-瓷结合力的主要组成部分（占52.5%）。金-瓷结合面上经过氧化铝喷砂处理后，会产生一定程度的粗糙面，这既增加瓷粉对烤瓷合金的湿润性，又增加了接触面积，大大提高了机械结合力（占22%）。瓷粉熔融后进入合金表面的凹陷内，还会产生压缩力（占25.5%）。从理论上分析，金属与瓷之间熔融结合后，会产生紧密贴合后的分子间的引力，即范德华力，该力起多大作用有待进一步研究证实。金瓷热力学匹配是烤瓷修复成功的重要因素之一。当金属冠核与烤瓷的热膨胀系数不一致时，在烧结冷却过程中，金瓷界面形成残余应力，成为修复体破坏的内因。当两者的热膨胀系数接近或相同时，界面稳定，结合良好，而实际上这种状态很难达到。因此，很多学者认为金瓷热膨胀系数相差在（0~0.5）*10-6/C的范围内就最为理想。Nielsen等认为两者热膨胀系数相差在1.08*10-6/C是安全的。杨晓喻等20的测定DA9-4合金热膨胀系数为13.915*10-6/C。而VITA VMK95牙本质瓷的热膨胀系数为（13.1~13.7）*10-6/C（VITA VMK95操作指导手册）。前者的热膨胀系数较后者大（0.215~0.815）*10-6/C，说明DA9-4合金与VITA VMK95瓷之间可以形成良好的金―瓷结合，并获得良好的长期完整性。
3 总结与展望
第7篇：细胞生物相容性范文
1.1医用胶黏剂
具有生物相容性并且能够生物降解的亲肤性聚氨酯黏胶适合于用做伤口敷料[6]。其基本形态由多醇与二异氰酸酯配合而成的有双末端异氰酸基的预聚物。当遇到渗出的体液、血液等后,聚氨酯系胶黏剂通过以高反应性异氰酸基为中心的复杂交联反应,就能在短时间内最后变成柔软的黏接力较大的弹性体状生成物。这种聚氨酯具有黏稠的特性,并且能够包容其它的一些药物,如:活性药剂,局部麻醉剂,抗生素,局部类固醇药,酵素,组织兴奋剂,凝结剂及抗凝剂,抗真菌剂等[7]。松田等开发了用有全氟烷撑基的氟化脂肪族二异氰酸酯、1、1、6、6-四氢全氟己撑二异氰酸酯(OCN-CH2C4F8CH2-NCO)制造的医用弹性胶黏剂(特开平1-227762)。其Ames实验呈阴性,致癌可能性小;与使用结构大致相同的多醇制造的TDI系列黏胶相比,其在水中的黏接力较大,硬化物的弹性模量较低,矿柔软性优良,且有水解速度快的优点。这就是说,这种医用弹性黏胶能在数周内保持黏接力直到身体组织依靠本身的再生能力牢固的接合,而在发挥应有的作用之后又能分解成安全性的物质,迅速地排泄出身体。因此可认为这种氟化二异氰酸酯制造的医用弹性黏胶具有高的可靠性[8]。
1.2人工皮肤(创口覆膜)
创口覆膜是创伤区(如烧伤、灼伤)皮肤再生前的临时替代膜和保护膜。其要求是具有黏性、弹性、柔顺性、细菌不透过、易操作、无毒以及高的水蒸气透过性(以避免覆膜下的液体在创口处积聚),并且也允许适当的水蒸气能从覆膜渗透以防止创面的干缩。为避免更换覆膜给新生皮肤带来的损伤,现很多研究者均在研究将生物降解材料作为创口覆膜。Yannas和Burke描述了用于覆盖在全皮(烧伤)创面的双层人工皮肤的概念。其底层是可生物降解的,多孔的,它的功能为使皮肤再生的临时替代膜。其顶层是透气防水保护膜。根据这一概念Bruin等[9]最新研究合成了一种皮肤替代物,其顶层为微孔透气性防水防菌聚醚聚氨酯,而隔离底层为可生物降解的聚酯型聚氨酯弹性体网状结构。这种设计能迅速降解出无毒降解产物,从而可使覆膜从创面上毫无痛苦的剥离而不损伤其新生表皮。通过对鼠中厚皮创口愈合的研究,发现用该覆膜覆盖的创口手术后2d的上皮再生率为85%,而用常用的覆膜裹覆或暴露于空气中的创口再生率分别为66%和35%。用该覆膜覆盖的创口在手术后3d可获得100%的上皮再生,比其它的创口提前了1d。在覆膜使用过程中,其隔离底层逐渐降解,因此手术后5d覆膜既可从创面上毫无痛苦的剥离而不损伤其新生表皮。通过临床和组织学观察,其愈合程度较好,且极大的减轻了伤者的痛苦,因此在临床上具有良好的发展前景。
1.3引导性组织再生材料
引导性组织再生是用外科手术方法放置一物理屏障来分隔不同的组织,其主要目的是建立一能使生物再生功能得到最大程度发挥的有利环境。传统的引导性组织再生材料采用非降解性材料制成,在细胞再生完成后依然存在,会引起机械摩擦和机体的炎症反应。所以目前的研究方向是以生物降解材料来制作引导性组织再生材料。作为合适的生物降解型引导性组织再生材料,应当具备以下性质[10]:良好的弹性和生物相容性;材料降解时间与组织再生时间平衡;降解产物不会引起体内的不良反应。神经导管(NGCs)是一种引导性组织再生材料,它为临床上具有难度的较大的神经断裂的修复提供了一种可能。Borkenhagen等[11]以聚[(R)-3-羟基丁酸-co-3羟基戊酸]二醇(PHB),和聚[乙交酯-己内酯]进行共缩聚,并以2,2,4-三甲基环己烷二异氰酸酯(TMD)为扩链剂制成了相分离的弹性嵌段PU。用此材料制成NGCs并经环氧乙烷蒸汽消毒后,植入雄鼠体内,用于其坐骨神经的修复。神经断端用尼龙线缝合。观察发现,植入4周后,再生神经组织的轴索已经形成,所有NGCs的轴线上均出现大的裂缝。植入12周后,轴索的密度未变,但其平均体积显著增大。而NGCs表面产生了很多裂缝,导管断分裂为2～3片。24周后,神经轴索的状态基本稳定下来,并且很难在新生组织区分辨出导管材料。即材料降解时间与组织再生时间可以达到平衡。整个过程中,聚合物降解的碎片引起的炎症反应主要集中在碎片表面,并未影响到再生的神经组织(这可能是因为该PU材料的降解产物较小,可被巨噬细胞吞噬)。可以得出结论,该PU聚合物系统适合用作引导性组织再生材料,其降解时间与新生神经组织的生成和定形时间较吻合,且降解产物不引起炎症反应。再加上该材料极低的膨胀率和良好的弹性、生物相容性,就较之其他的可吸收材料有了更大的优势。
1.4医用缝线
一些学者进行了生物降解型聚氨酯作为医用缝线的探讨。如Alok等[12]报道生物降解型聚氨酯具有良好的加工成型性,机械强度高,作为手术后缝线力学强度好,但因降解较慢,因此至今未见其临床应用报道。
2作为智能药物缓释材料
目前,在药物缓释材料的研究中,对“用智能材料,使药物释放体系(DDS)智能化——即生物响应给药系统”的研究成为其中的热点[13]。该体系的特点为药物是否需要可由药剂本身判断。它可以感知疾病所引起的化学物质及物理量变化的信号,药剂能对信号响应,并自主的控制药物释放。例如由于肿瘤细胞表面富集神经氨酸,其微环境比正常细胞更显酸性,因而可将PH响应药物释放体系应用于肿瘤化疗等[14,15]。Woo等[16]设计了一种将无毒的HDI和PCL以及喹啉共聚而得到的新型的抗生素释放系统,当感染症状出现时,由炎症释放出的尿素可触发含有抗生素的聚酯聚氨酯聚合物的降解,以引起抗生素的释放,加速药物的传输。这种抗生素释放系统被直接的应用于植入人体的医疗装置的表面,以防止细菌感染。相比起传统的用于防止医疗装置植入性感染的方法(如:表面改性、直接涂附抗生素等),它具有以下一些优点,其实用效果更加明显:(1)在细菌黏附生长以前就可将其杀死;(2)明显提高了感染区域的抗生素浓度;(3)抗生素在较长时间内保持高浓度,不会产生短时的快速流失。为了验证其降解性能,聚合物以用14C放射性同位素标记的HDI合成。在降解实验中根据聚合物放射性的减少速率推算出聚合物以2.09×105每分钟(dpm)/mg的速率分解,并且前10d的分解速率很快,后来就越来越慢了。可以预见,智能化、微囊化药物的成功应用将全面促进新型生物医学高分子材料的应用与开发。
3作为组织工程材料
降解型组织工程材料利用其降解特性,可使表面不断更新,为组织提供不断变化的黏附和生长界面,其降解速率和降解产物均会对细胞的黏附、分化、繁殖造成很大影响。若降解产物呈酸性,会加速降解,并抑制细胞和组织的生长[17]。目前研究最多的高分子材料是聚乳酸(PLA)和聚羟基乙酸(PGA)以及它们的共聚物,其生物相容性、可降解性,易加工性好,适合用做组织工程材料。但其降解后的酸性代谢物会降低聚合物周围的pH值,从而影响细胞和组织的生长,且其降解率低,植入身体后可导致纤维化,有可能发生周围组织的免疫反应,再加上其细胞黏附性差,费用昂贵,可塑性不满意等缺点,使人们考虑使用其他的材料[18,19]。Jian等[20]开发了以肽为基础的泡沫型聚脲聚氨酯作为组织工程材料。其独特之处在于该聚合物由赖氨酸、脂肪族二异氰酸酯和甘油(丙三醇)组成,其降解产物-赖氨酸、甘油、乙醇等均为无毒。除此以外,该聚合物还有以下一些优异性质:在材料中允许加入蛋白质(蛋白质的存在是细胞附着及生长的要素),可局部提升微环境,以使细胞形成和兴奋的外部条件达到最优;该交联型聚氨酯泡沫有很多气孔,不仅增大了材料的表面积(使细胞的附着更为容易),而且有利于带有养分的流体在其中自由循环以促进细胞的新陈代谢。并且孔与孔相通使细胞在体外迁徙成为可能;在不同温度的降解实验说明,该高聚物可以在足量溶液中降解,且降解产物不会显著影响环境的pH值及抑制细胞和组织的生长;可通过改变官能团而调节该聚脲聚氨酯的物理机械性能。将兔骨髓基质细胞(BMSC)以三氯甲烷(TCM)为溶剂,在消好毒的聚合物上孵育4h后,通过SEM可观测到BMSC细胞的附着。细胞种植5d后,测试生长在这种泡沫型聚脲聚氨酯上的和聚苯乙烯组织种植盘中的由BMSC合成的Ⅰ型胶原的量,以测定细胞活性。结果发现二者无显著差别,由此说明这种泡沫型聚脲聚氨酯降解产物对细胞活性没有影响。测试聚合物在60d内,于磷酸缓冲溶液(PBS)中降解所产生的赖氨酸总量来测定其降解率。结果发现它在100℃下沸水煮6h仅有2%的聚合物降解,说明该泡沫型聚脲聚氨酯具有承受短时高温的热稳定性,可以用高温消毒法进行消毒。其降解率在22℃时为37℃时的150%,4℃时几乎为37℃时的195%.37℃时降解速率为1.8mm/10d。用扫描显微镜间歇性观察种植于高聚物上的BMSC细胞,发现细胞分布于材料表面,4～6h后细胞逐渐黏附于材料上,7d后观察,这些细胞的形态学特征及其生长率与生长在聚苯乙烯组织盘中(作为细胞生长状态评价的基本样品)的细胞十分近似。综上,我们可以判断这种泡沫型聚脲聚氨酯具有良好的生物相容性和机械性能,能较好地支持细胞的生长,作为一种组织工程材料,它必有很好的应用前景。
4作为外科用材料
目前,生产医疗上使用的导管、手套、围裙以及其它薄壁制品等使用的主要原料仍然是天然橡胶(NR)。由于天然橡胶在加工过程中要加入硫化剂,加工助剂等,若以这样的制品与人体体液接触,一些对人体有害的低分子物则会被抽提出来,如以萃取液做细胞毒性实验表面,则10%NR制品对细胞显示强烈毒性[21],由NR制造的输液系统和模压零件会引起细胞变形,消失或停止其繁殖,这就在一定程度上限制了NR在医疗上的应用。后来开发的一系列乳胶代用合成材料则由于其耐腐蚀性好,在自然环境中难以降解,且使用量很大,而造成了严重的环境污染,因此对具有良好生物相容性、易于大批量生产,且能生物降解的材料的研究成为必然[22]。陈大俊等[23]报道了以淀粉为多元醇合成生物降解型PU弹性体的报道,其膜的断裂伸长率可达到900%,具有良好回弹性,且价格便宜,适用于制作大用量的产品,具有良好的市场前景。
第8篇：细胞生物相容性范文
2 生物材料的类型与应用 生物材料种类繁多,到目前为止,被详细研究过的生物材料已经超过一千种,在医学临床上广泛应用的也有几十种,涉及材料学科各个领域。依据不同的分类标准,可以分为不同的类型。
2.1 以材料的生物性能为分类标准根据材料的生物性能,生物材料可分为生物惰性材料、生物活性材料、生物降解材料和生物复合材料四类。
2.1.1 生物惰性材料 生物惰性材料是指一类在生物环境中能保持稳定,不发生或仅发生微弱化学反应的生物医学材料,主要是生物陶瓷类和医用合金类材料。由于在实际中不存在完全惰性的材料,因此生物惰性材料在机体内也只是基本上不发生化学反应,它与组织间的结合主要是组织长入其粗糙不平的表面形成一种机械嵌联,即形态结合。生物惰性材料主要包括以下几类:(1)氧化物陶瓷 主要包括氧化铝陶瓷和氧化锆陶瓷.氧化铝陶瓷中以纯刚玉及其复合材料的人工关节和人工骨为主,具体包括纯刚玉双杯式人工髋关节;纯刚玉— 金属复合型人工股骨头;纯刚玉—聚甲基丙烯酸酯—钴铬钼合金铰链式膝关节,其他人工骨、人工牙根等。(2)玻璃陶瓷 该材料主要用来制作部分人工关节。(3)Si3N4 陶瓷 该类材料主要用来制作一些作为替代用的较小的人工骨,目前还不能用作承重材料。(4)医用碳素材料 它主要被作为制作人工心脏瓣膜等人工脏器以及人工关节等方面的材料。(5)医用金属材料 该类材料是目前人体承重材料中应用最广泛的材料,在其表面涂上活性生物材料后可增加它与人体环境的相容性.同时它还能制作各类其他人体骨的替代物。
2.1.2 生物活性材料生物活性材料是一类能诱出或调节生物活性的生物医学材料。但是,也有人认为生物活性是增进细胞活性或新组织再生的性质。现在,生物活性材料的概念已建立了牢固的基础,其应用范围也大大扩充. 一些生物医用高分子材料,特别是某些天然高分子材料及合成高分子材料都被视为生物活性材料.羟基磷灰石是一种典型的生物活性材料。由于人体骨的主要无机质成分为该材料,故当材料植入体内时不仅能传导成骨,而且能与新骨形成骨键合。在肌肉、韧带或皮下种植时,能与组织密合,无炎症或刺激反应.生物活性材料主要有以下几类:
(1)羟基磷灰石,它是目前研究最多的生物活性材料之一,作为最有代表性的生物活性陶瓷—羟基磷灰石(简称HAP)材料的研究, 在近代生物医学工程学科领域一直受到人们的密切关注.羟基磷灰石 [Ca10(PO4)6(OH)2]是脊椎动物骨和齿的主要无机成分,结构也非常相近,与动物体组织的相容性好、无毒副作用、界面活性优于各类医用钛合金、硅橡胶及植骨用碳素材料。因此可广泛应用于生物硬组织的修复和替换材料,如口腔种植、牙槽脊增高、耳小骨替换、脊椎骨替换等多个方面.另外,在HA 生物陶瓷中耳通气引流管、颌面骨、鼻梁、假眼球以及填充用HA颗粒和抑制癌细胞用HA微晶粉方面也有广泛的应用.又因为该材料受到本身脆性高、抗折强度低的限制,因此在承重材料应用方面受到了限制.现在该材料已引起世界各国学者的广泛关注。目前制备多孔陶瓷和复合材料是该材料的重要发展方向,涂层材料也是重要分支之一。该类材料以医用为目的,主要包括制粉、烧结、性能实验和临床应用几部分。
(2)磷酸钙生物活性材料 这种材料主要包括磷酸钙骨水泥和磷酸钙陶瓷纤维两类.前者是一种广泛用于骨修补和固定关节的新型材料,有望部分取代传统的PMMA 有机骨水泥. 国内研究抗压强度已达60MPa 以上。后者具有一定的机械强度和生物活性,可用于无机骨水泥的补强及制备有机与无机复合型植入材料。
(3)磁性材料 生物磁性陶瓷材料主要为治疗癌症用磁性材料,它属于功能性活性生物材料的一种。把它植入肿瘤病灶内,在外部交变磁场作用下,产生磁滞热效应,导致磁性材料区域内局部温度升高,借以杀死肿瘤细胞,抑制肿瘤的发展。动物实验效果良好。
(4)生物玻璃 生物玻璃主要指微晶玻璃,包括生物活性微晶玻璃和可加工生物活性微晶玻璃两类。目前关于该方向的研究已成为生物材料的主要研究方向之一。
2.1.3 生物降解材料所谓可降解生物材料是指那些在被植入人体以后,能够不断的发生分解,分解产物能够被生物体所吸收或排出体外的一类材料,主要包括β-TCP 生物降解陶瓷和生物陶瓷药物载体两类,前者主要用于修复良性骨肿瘤或瘤样病变手术刮除后所致缺损,而后者主要用作微药库型载体,可根据要求制成一定形状和大小的中空结构,用于各种骨科疾病。
2.1.4 生物复合材料生物复合材料又称为生物医用复合材料,它是由两种或两种以上不同材料复合而成的生物医学材料,并且与其所有单体的性能相比,复合材料的性能都有较大程度的提高的材料。制备该类材料的目的就是进一步提高或改善某一种生物材料的性能。该类材料主要用于修复或替换人体组织、器官或增进其功能以及人工器官的制造,它除应具有预期的物理化学性质之外,还必须满足生物相容性的要求,这里不仅要求组分材料自身必须满足生物相容性要求,而且复合之后不允许出现有损材料生物学性能的性质。按基材分生物复合材料可分为高分子基、金属基和陶瓷基三类,它们既可以作为生物复合材料的基材,又可作为增强体或填料,它们之间的相互搭配或组合形成了大量性质各异的生物医学复合材料,利用生物技术,一些活体组织、细胞和诱导组织再生的生长因子被引入了生物医学材料,大大改善了其生物学性能,并可使其具有药物治疗功能,已成为生物医学材料的一个十分重要的发展方向,根据材料植入体内后引起的组织反应类型和水平,它又可分为近于生物惰性的、生物活性的、可生物降解和吸收等几种类型。人和动物中绝大多数组织均可视为复合材料,生物医学复合材料的发展为获得真正仿生的生物材料开辟了广阔的途径。
2.2 以材料的属性为分类标准
2.2.1 生物医用金属材料生物医用金属材料是用作生物医学材料的金属或合金,又称外科用金属材料或医用金属材料,是一类惰性材料,这类材料具有高的机械强度和抗疲劳性能,是临床应用最广泛的承力植入材料。该类材料的应用非常广泛,及硬组织、软组织、人工器官和外科辅助器材等各个方面,除了要求它具有良好的力学性能及相关的物理性质外,优良的抗生理腐蚀性和生物相容性也是其必须具备的条件。医用金属材料应用中的主要问题是由于生理环境的腐蚀而造成的金属离子向周围组织扩散及植入材料自身性质的退变,前者可能导致毒副作用,后者常常导致植入的失败。已经用于临床的医用金属材料主要有不锈钢、钴基合金和钛基合金等三大类。此外,还有形状记忆合金、贵金属以及纯金属钽、铌、锆等。
2.2.2 生物医用高分子材料 医用高分子材料是生物医学材料中发展最早、应用最广泛、用量最大的材料,也是一个正在迅速发展的领域。它有天然产物和人工合成两个来源,该材料除应满足一般的物理、化学性能要求外,还必须具有足够好的生物相容性。按性质医用高分子材料可分为非降解型和可生物降解型两类。对于前者,要求其在生物环境中能长期保持稳定,不发生降解、交联或物理磨损等,并具有良好的物理机械性能。并不要求它绝对稳定,但是要求其本身和少量的降解产物不对机体产生明显的毒副作用,同时材料不致发生灾难性破坏。该类材料主要用于人体软、硬组织修复体、人工器官、人造血管、接触镜、膜材、粘接剂和管腔制品等方面。这类材料主要包括聚乙烯、聚丙烯、聚丙烯酸酯、芳香聚酯、聚硅氧烷、聚甲醛等. 而可降解型高分子主要包括胶原、线性脂肪族聚酯、甲壳素、纤维素、聚氨基酸、聚乙烯醇、聚己丙酯等。它们可在生物环境作用下发生结构破坏和性能蜕变,其降解产物能通过正常的新陈代谢或被机体吸收利用或被排出体外,主要用于药物释放和送达载体及非永久性植入装置.按使用的目的或用途,医用高分子材料还可分为心血管系统、软组织及硬组 织等修复材料。用于心血管系统的医用高分子材料应当着重要求其抗凝血性好,不破坏红细胞、血小板,不改变血液中的蛋白并不干扰电解质等。
2.2.3 生物医用无机非金属材料或称为生物陶瓷。生物医用非金属材料,又称生物陶瓷。包括陶瓷、玻璃、碳素等无机非金属材料。此类材料化学性能稳定,具有良好的生物相容性。一般来说,生物陶瓷主要包括惰性生物陶瓷、活性生物陶瓷和功能活性生物陶瓷三类。其中惰性生物陶瓷和活性生物陶瓷在前面已经简要作了介绍,而功能活性生物陶瓷是近年来提出的一个新概念.随着生物陶瓷材料研究的深入和越来越多医学问题的出现,对生物陶瓷材料的要求也越来越高。原先的生物陶瓷材料无论是生物惰性的还是生物活性的,强调的是材料在生物体内的组织力学环境和生化环境的适应性,而现在组织电学适应性和能参与生物体物质、能量交换的功能已成为生物材料应具备的条件。因此,又提出了功能活性生物材料的概念。它主要包括以下两类:(1)模拟性生物陶瓷材料 该类材料是将天然有机物(如骨胶原、纤维蛋白以及骨形成因子等)和无机生物材料复合,来模拟人体硬组织成分和结构,以改善材料的力学性能和手术的可操作性,并能发挥天然有机物的促进人体硬组织生长的特性。(2)带有治疗功能的生物陶瓷复合材料 该类材料是利用骨的压电效应能刺激骨折愈合的特点,使压电陶瓷与生物活性陶瓷复合,在进行骨置换的同时,利用生物体自身运动对置换体产生的压电效应来刺激骨损伤部位的早期硬组织生长。具体来说是由于肿瘤中血管供氧不足,当局部被加热到43~45℃时,癌细胞很容易被杀死。现在最常用的是将铁氧体与生物活性陶瓷复合,填充在因骨肿瘤而产生的骨缺损部位,利用外加交变磁场,充填物因磁滞损耗而产生局部发热,杀死癌细胞,又不影响周围正常组织。现在,功能活性生物陶瓷的研究还处于探索阶段,临床应用鲜有报道,但其发展应用前景是很光明的。各种不同种类的生物陶瓷的物理、化学和生物性能差别很大,在医学领域用途也不同.尤其是功能活性陶瓷更有不可估量的发展前途.临床应用中,生物陶瓷存在的主要问题是强度和韧性较差.氧化铝、氧化锆陶瓷耐压、耐磨和化学稳定性比金属、有机材料都好,但其脆性的问题也没有得到解决。生物活性陶瓷的强度则很难满足人体承力较大部位的需要。
2.2.4 生物医用复合材料此类材料在2.1.4 中已有介绍,此处不再详述
2.2.5 生物衍生材料生物衍生材料是由经过特殊处理的天然生物组织形成的生物医用材
料,也称为生物再生材料.生物组织可取自同种或异种动物体的组织. 特殊处理包括维持组织原有构型而进行的固定、灭菌和消除抗原性的轻微处理,以及拆散原有构型、重建新的物理形态的强烈处理.由于经过处理的生物组织已失去生命力,生物衍生材料是无生命力的材料. 但是,由于生物衍生材料或是具有类似于自然组织的构型和功能,或是其组成类似于自然组织,在维持人体动态过程的修复和替换中具有重要作用.主要用于人工心瓣膜、血管修复体、皮肤掩膜、纤维蛋白制品、骨修复体、巩膜修复体、鼻种植体、血液唧筒、血浆增强剂和血液透析膜等.
3. 生物材料的性能评价 目前关于生物材料性能评价的研究主要集中在生物相容性方面.因为生物相容性是生物材料研究中始终贯穿的主题.它是指生命体组织对生物材料产生反应的一种性能,该材料既能是非活性的又能是活性的.一般是指材料与宿主之间的相容性,包括组织相容性和血液相容性.现在普遍认为,生物相容性包括两大原则,一是生物安全性原则,二是生物功能性原则.生物安全性是植入体内的生物材料要满足的首要性能,是材料与宿主之间能否结合完好的关键.关于生物材料生物学评价标准的研究始于20 世纪70 年代,目前形成了从细胞水平到整体动物的较完整的评价框架.国际标准化组织(ISO)以 10993编号了17个相关标准,同时对生物学评价方法也进行了标准化.迫于现代社会动物保护和减少动物试验的压力,国际上各国专家对体外评价方法进行了大量的研究,同时利用现代分子生物学手段来评价生物材料的安全性、使评价方法从整体动物和细胞水平深入到分子水平.主要在体外细胞毒性试验、遗传性和致癌性试验以及血液相容性评价方法等方面进行了一些研究.但具体评价方法和指标都未统一,更没有标准化.随着对生物材料生物相容性的深入研究,人们发现评价生物材料对生物功能的影响也很重要.关于这一方面的研究主要是体外法。具体来说侧重于对细胞功能的影响和分子生物学评价方面的一些研究。总之,关于生物功能性的原则是提出不久的一个新的生物材料的评价方面,它必将随着研究的不断深入而向前发展.而涉及材料的化学稳定性、疲劳性能、摩擦、磨损性能的生物材料在人体内长期埋植的稳定性是需要开展评价研究的一个重要方面。
4 生物材料的发展趋势展望 生物材料科学是20 世纪新兴学科中最耀眼的新星之一。现在,生物材料科学已成为一门与人类现代医疗保健系统密切相关的边缘学科。其重要性不仅因为它与人类自身密切相关,还因为它跨越了材料、医学、物理、生物化学和现代高科技等诸多学科领域。现在对于该材料的研究已从被动地适应生物环境发展到有目的地设计材料,以达到与生物组织的有机连接。并随着生命科学和材料科学的发展,生物材料必将走向功能性半生命方向。生物材料的临床应用已从短期的替换和填充发展成永久性牢固种植,并与其它高科技(如电子技术、信息处理技术)相结合,制备富有应用潜力的医疗器械。生物材料的研究在世界各国也日益受到重视.四年一次的世界生物材料大会代表着国际上生物材料研究的发展动态和目前的水平。分析认为,以下几个方面是生物材料今后研究发展的几个主要方向:
(1)发展具有主动诱导、激发人体组织和器官再生修复功能的,能参与人体能量和物质交换产生相互结合的功能性活性生物材料,将成为生物材料研究的主要方向之一。
(2)把生物陶瓷与高分子聚合物或生物玻璃进行二元或多元复合,来制备接近人体骨真实情况的骨修复或替代材料将成为研究的重要方向之一。
(3)制备接近天然人骨形态的、纳微米相结合的、用于承重的、多孔型生物复合材料将成为方向之一。
(4)用于延长药效时间、提高药物效率和稳定性、减少用量及对机体的毒副作用的药物传递材料将成为研究热点之一。
(5)血液相容性人工脏器材料的研究也是突破方向之一。
(6)如何能够制备出纳米尺寸的生物材料的工艺以及纳米生物材料本身将成为研究热点之一。
第9篇：细胞生物相容性范文
【关键词】 纳米羟基磷灰石 二氧化锆 生物相容性
由于创伤、感染、肿瘤以及先天性缺损等原因所致骨缺损在临床十分常见，传统修复骨缺损的方法：如自体骨移植，同种异体骨移植。自体骨取骨量有限，同时取自体骨痛苦大、后遗症多、异体骨又有排异反应。而人工合成的骨移植材料在一定程度上可以达到自体骨和异体骨修复的效果，又可以避免疾病感染和骨源有限等弊端[1]。纳米羟基磷灰石与人体骨骼主要无机成分相似的化学组成和晶体结构，它具有良好的生物相容性，对人体无毒，又能够在植入人体后同骨表面形成很强的化学键结合，有利于骨的长入[2]。然而它的脆性大、韧性较差、容易发生断裂破坏，二氧化锆陶瓷是一种生物惰性陶瓷，具有良好的生物相容性、较高的弯曲强度、断裂韧性和较低的弹性模量。正是由于二氧化锆具有增韧补强的作用，有效的改善纳米羟基磷灰石的力学性能[3]。因此，纳米羟基磷灰石复合40%二氧化锆陶瓷材料，兼具材料生物活性、骨诱导性以及材料力学特性，成为用于承载部位骨缺损修复具有广泛前景的新兴材料。
一、实验方法
(一) 致敏试验
取豚鼠30只，雌雄各半，体重300—500g，随机分为三组，实验组、阴性对照组和阳性对照组各10只。实验样品的生理盐水浸提液，5%甲醛溶液作为阳性对照，生理盐水作为阴性对照[4]。
（二）刺激试验
选用新西兰白兔，每组3只，雌雄各半随机分3组，体重2.5kg-3.0kg。HA/40% ZrO2浸提液，阴性对照：生理盐水，阳性对照为3%甲醛溶液。在脊柱左侧取一去毛区，标记5个点，常规麻醉消毒用1ml注射器试验组于5个点每点注射0.1ml的浸提液，阴性对照组每点注射0.1ml的生理盐水，阳性对照组每点注射01.ml的甲醛溶液。
（三）溶血实验
穿刺抽取人静脉血10ml加入到含有抗凝肝素钠的试管中，混合抗凝。取抗凝人血8ml，加入10ml生理盐水，稀释备用。取24支干净玻璃试管每组8支。实验组每只试管加入材料浸提液10ml，阴性对照组每只试管加入10ml生理盐水，阳性对照组每只试管加入10ml蒸馏水，将全部试管在37℃恒温箱中恒温30分钟后，每只试管分别加入0.2ml稀释抗凝人血，轻轻混匀，继续保温60分钟后，离心5分钟，吸取上清液至比色皿中，用分光光度计在545nm波长处测定吸光度。
溶血率 =实验材料的吸光度—阴性对照的吸光度/阳性对照的吸光度—阴性对照的吸光度
结果评定：若材料的溶血率5%，则不符合生物医用材料溶血试验要求。
（四）肌肉内植入试验
选用Wister大鼠48只，雌雄各半，体重220±25g，随机分为术后第7、15、30、90天4组， 每组10只。对照组8只。常规麻醉消毒， 分离竖脊肌，于肌肉内植入消毒的HA/40% ZrO2材料块， 缝合肌膜和皮肤。术后每日予以青霉素20 万U 肌注， 连续3 d ， 于术后第7、15、30、90 天取材，对照组手术操作如上， 但不放材料板。大体观察并制作标本切片，HE染色，光镜下观察。
二、结 果
(一)致敏试验
各实验组和生理盐水对照组皮肤均无红斑、水肿或疹块发生，致敏率为0。
但甲醛对照组动物出现显著的红斑和水肿，致敏率为100%，致敏作用强
(二)刺激试验
生理盐水对照组均未见任何刺激反应，试验组3号兔的第2点24h时可见淡红色边界清晰的红斑和边缘明显高于周围皮面的轻度水肿，48h时可见淡红色边界清晰的红斑刚可查出的极轻微的水肿，72h时可见此点极轻微的红斑无水肿。所以24h的平均原发性刺激指数为0.267，48h的平均原发性刺激指数为0.2，而72h的平均原发性刺激指数为0.067，均小于0.4，则说明材料对皮肤无刺激作用，而甲醛对照组各时间点可见严重的红斑和水肿，为强刺激。
(三)溶血试验：
实验组和阴性对照组各管离心后，上层均为清亮无色液体，下层为红细胞沉淀物，该材料的溶血率为3.17%，小于国家标准5%，说明该材料符合组织工程支架溶血试验要求。
经SPSS 10.0统计软件单因素方差分析和SNK-q检验：实验组与阴性对照组之间光吸收度值无统计学差异（P＞0.05），实验组与阳性对照组光吸收度值有显著性差异（P＜0.05）。
(四)肌肉植入试验
将各组实验动物包绕纳米羟基磷灰石-二氧化锆材料的组织切开， 植入后7天，试样周围可见以嗜中性粒细胞浸润为主的炎性反应，可见吞噬细胞，无囊壁形成。
植入15天后试样周围有少量嗜中性粒细胞，淋巴细胞浸润和巨细胞反应；试样周围可见小血管与纤维母细胞增生，开始形成疏松囊壁。
植入30天后，试样周围可见少量淋巴细胞，试样周围可见纤维母细胞与胶原纤维，并已形成纤维囊腔结构。
植入90天后试样周围未见或仅见极少量淋巴细胞，纤维化囊壁致密，壁的厚度比形成初期要薄。
三、讨 论
目前，生物医学材料安全性评价主要是采用医疗器械生物学评价体系，即世界标准化组织（ISO）制定的10993系列标准，国内转化为国家标准（GB/T）16886系列标准。参照以上标准，选择了（致敏试验、刺激试验、溶血试验、、肌肉植入试验），由于该生物医学材料在体内是不降解的，作为异物一定会对生物体产生作用，同时生物体也会对植入材料产生排斥反应，如果该材料最终被生物体接受，就认为该生物材料与组织之间相容，被称为具有好的生物相容性；反之，被称为生物不相容。
致敏反应属Ⅳ型变态反应，试验用完全弗氏佐剂和十二烷基硫酸钠石蜡液起到加强致敏作用的效果，又采取了最大剂量法，保证了试验结果的可靠性。况且豚鼠为T淋巴细胞敏感型动物，而结果显示试验组各注射点均无红斑和水肿，证明此材料无致敏反应。
刺激是不涉及免疫学机制的一次、多次或持续与试验组织工程支架材料接触引起的局部炎症反应。本文使用的是皮肤刺激试验。采用5点注射法，各时间点平均原发性刺激指数均小于0.4，则说明材料对皮肤无刺激作用，而甲醛对照组各时间点可见严重的红斑和水肿，为强刺激。
溶血试验是检测生物医用材料对血液红细胞的溶血作用，测定红细胞溶解和血红蛋白游离的程度。本实验采用直接接触法，该材料的溶血率为3.17%，小于国家标准表明该材料不引起溶血反应。此试验对吸光度数值先用单因素方差分析，结果为p〈0.05，说明三组之间存在统计学差异，多组间均数的两两比较采用q检验，结果为试验组与阴性对照组之间p〉0.05，说明与阴性对照组之间无差别，而与阳性对照组之间p〈0.05，说明试验组与阳性对照组之间有显著差别。
体内植入实验是为了评价活体组织与试验样品材料的相互反应。所有医疗器械和材料植入体内均会不同程度地产生组织反应。目前，常采用肌肉局部组织生物学反应评价是根据炎性细胞反应和纤维囊形成进行组织反应分级，然后在根据组织反应分级情况进行结果评定。本试验植入各个时期炎症细胞浸润和纤维囊形成分级符合国家标准。
本实验体内和体外试验结果表明纳米羟基磷灰石复合40%二氧化锆陶瓷材料是一种无致敏、无刺激、无溶血，具有良好的血液和组织相容性的材料，又因其材料本身具有良好的生物活性及力学特性，有望成为修复骨缺损十分重要的生物材料。
参 考 文 献
[1] MuruganR，RamakrishnaS.Development of nanocomposites for bonegrafting.Compos.Sci.Technol.，2005，65(15-16):2385-2406.
[2] 胡江.组织工程研究进展.2000.生物医学工程学杂志，17(1):75-79
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