細胞生物相容性精選(九篇)

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第1篇：細胞生物相容性范文

【摘要】 ［目的］制備一種雙相陶瓷生物活性骨，并了解其細胞相容性。［方法］ 分離培養(yǎng)兔骨髓基質干細胞(mesenchymalstemcells， MSCs)，將濃度為1×106／ml的第3代MSCs接種于復合有I型膠原、骨形態(tài)發(fā)生蛋白(bone morphogenetk protein，BMP)和堿性成纖維細胞生長因子(basic fibroblast growth factor，bFGF)的雙相陶瓷生物骨(bniphask ceramic bioiogic bone，BCBB)上，聯合培養(yǎng)，用倒置相差顯微鏡、掃描電子顯微鏡觀察，測定光密度（OD）值，了解雙相陶瓷生物活性骨BCBB／BMP／bFGF的細胞相容性。［結果］BCBB孔內充滿I型膠原、BMP及bFGF。MSCs在雙相陶瓷生物活性骨BCBB／BMP／bFGF上黏附生長，第6 d時細胞在材料表面形成致密細胞層，增殖達穩(wěn)定狀態(tài)。［結論］該研究制備的雙相陶瓷生物活性骨BCBB／BMP／bFGF具有良好的細胞相容性。

【關鍵詞】 雙相陶瓷生物骨； 骨形態(tài)發(fā)生蛋白； 堿性成纖維細胞生長因子； 骨髓基質干細胞； 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

骨組織工程的研究主要集中在支架材料、種子細胞、生長因子、組織器官的構建等方面，而支架材料細胞相容性是材料能否應用于臨床的重要因素。骨髓基質干細胞(Mesenchymal stem cells， MSCs)是目前骨組織工程最有臨床應用前景的種子細胞［1］。骨形態(tài)發(fā)生蛋白(bone morphogenetic protein，BMP)和堿性成纖維細胞生長因子(basic fibroblastg rowth factor，bFGF)是近來研究得較深入的兩種骨生長因子［2］。本研究將兔MSCs分離培養(yǎng)后，與復合有BMP和bFGF的雙相陶瓷生物骨(biphasic ceramic biologic bone，BCBB)聯合培養(yǎng)，了解雙相陶瓷生物活性骨BCBB／BMP／bFGF的細胞相容性，為進一步研究奠定基礎。

1 材料和方法

1.1 雙相陶瓷生物活性骨(BCBB／BMP／bFGF)的制備

BMP由第四軍醫(yī)大學西京醫(yī)院全軍骨科研究所提供，已經小鼠肌袋實驗證明有骨誘導活性。稱取600 mg BMP溶于10 ml濃度為4 mol／L鹽酸胍溶液中，置4℃冰箱中保存24 h后，取出后勻漿，然后4℃透析48 h，每24 h更換透析液1次，得到BMP溶液。取堿性成纖維細胞生長因子(bFGF)每支150萬IU／mg，用1 ml蒸餾水溶解后，分裝為10份，每份100 μL含bFGFl5萬IU。分別各取bFGF溶液96 000 IU(64 000 ng)。取I型膠原溶液20 ml，與上述BMP溶液和bFGF溶液混合，電磁震蕩器震蕩10 min，將混合液與60塊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塊充分混勻(每塊骨粒含BMP10 mg，bFGF 1 600 IU)，負壓抽吸、凍干，制得雙相陶瓷生物活性骨。環(huán)氧乙烷消毒后無菌條件下封裝備用，同時留樣品送細菌培養(yǎng)，并證實無細菌生長。

1.2 雙相陶瓷生物活性骨的結構觀察

從凍干后的雙相陶瓷生物活性骨中取樣，做掃描電鏡(SEM)觀察。

1.3 MSCs的分離培養(yǎng)

兩周齡日本大耳兔5只，昆明醫(yī)學院動物中心提供，體重約150～200 g(合格證號：滇實動證第2003064號)。脫頸處死，0.1%的新潔爾滅中浸泡10 min，無菌條件下剝離出雙側股骨、脛骨，PBS沖洗3遍。注射器吸取L-DMEM培養(yǎng)基沖洗股骨、脛骨髓腔，將含有骨髓的沖洗液轉入離心管， 800 r／min離心10 min，棄去上清液，加入L-DMEM完全培養(yǎng)基10 ml(青霉素100 U／ml，鏈霉素100 μg／ml，15%新生牛血清，HEPES 0.0l mol／L)，吹打均勻后加入2個底面積為25 cm2的培養(yǎng)瓶中，置37℃，5%CO2飽和濕度培養(yǎng)。視情況每2～3 d全量換液一次。當原代細胞融合并覆蓋瓶底80%以上時，用0.25%胰蛋白酶消化，按1∶2比例傳代培養(yǎng)。取第3代細胞與雙相陶瓷生物活性骨復合培養(yǎng)。

1.4 雙相陶瓷生物活性骨與MSCs的復合培養(yǎng)

1.4.1 MSCs在雙相陶瓷生物活性骨上增殖的倒置相差顯微鏡觀察及MTT法測定

分別將5 mm×5 mm×1 mm BCBB材料20塊置于5塊96孔培養(yǎng)板中預濕，每塊板的A1、A2、A3、A4孔各放1塊BCBB／BMP／bFGF材料。4 h后將密度為1×106／ml的第3代骨髓間充質干細胞20 μl接種于96孔培養(yǎng)板的預濕材料上，CO2培養(yǎng)箱中培養(yǎng)4 h，再分別加80 μl含15%新生牛血清的L-DMEM培養(yǎng)基繼續(xù)培養(yǎng)，A9、A10、A11、A12孔單純加相同培養(yǎng)基作為本底，每1 d換液一次。倒置相差顯微鏡觀察。分別在第1、2、3、6、8 d時取出1塊板加MTT10 μl，4 h后加三聯液100 μl，12 h后用酶標檢測儀在570 nm波長下測定各孔光密度(OD)值。根據細胞在材料上的增殖曲線確定最佳移植時機。

1.4.2 雙相陶瓷生物活性骨與MSCs聯合培養(yǎng)的SEM觀察

將5 mm×5 mm×5 mm的雙相陶瓷生物活性骨10塊預濕后按1×106／ml濃度接種細胞，置培養(yǎng)皿中培養(yǎng)，第3、6 d分別取出材料各5塊，用2.5%戊二醛固定15 min，干燥后于掃描電子顯微鏡觀察細胞在材料上黏附、增殖情況。

2 結果

2.1 雙相陶瓷生物活性骨的結構觀察

鏡下(SEM×100)可見BCBB孔內充滿I型膠原、BMP及bFGF，可見I型膠原和BMP呈云絮狀或網紗狀，bFGF呈層片狀(圖1)。

2.2 MSCs體外培養(yǎng)的倒置相差顯微鏡觀察

原代培養(yǎng)24 h時部分細胞開始貼壁伸展變形，剛貼壁的細胞單個排列，呈圓形或多角形，胞體透亮折光性強。48～72 h后呈紡錘形或梭形，每個細胞形成一個集落，增殖迅速，集落之間相互靠近。5 d后見貼壁生長的細胞數量明顯增多，細胞形態(tài)出現較大變化，可見成纖維樣細胞散布于培養(yǎng)瓶底，并有集落形成，細胞圍繞中心呈漩渦狀排列，隨之集落逐漸增多、增大，并融合為單層。8 d時細胞基本長滿瓶底，呈長梭形，有的細胞呈交叉重疊生長。原代細胞培養(yǎng)8～12 d后傳代，傳代細胞貼壁較快，剛傳代時呈圓形，可見大量細胞懸浮，核透亮，2 h后少量細胞開始貼壁，細胞形態(tài)由圓形向梭形轉化，之后可見細胞貼壁散在分布，貼壁細胞呈單層生長，伸展為梭形。第3代細胞形態(tài)為成纖維細胞樣，細胞形態(tài)趨于一致，核分裂相多見，第5 d基本長滿瓶底(圖2)，取此代細胞與材料復合。

2.3 雙相陶瓷生物活性骨與MSCs聯合培養(yǎng)的倒置相差顯微鏡觀察

由于材料透光性差，倒置顯微鏡無法直接觀察細胞在BCBB表面生長情況，可觀察到貼附在BCBB孔隙邊緣的MSCs，并見細胞貼附于培養(yǎng)板底生長。培養(yǎng)3 d的載體上可見有少量細胞生長，形態(tài)不規(guī)則；培養(yǎng)6 d的載體上細胞明顯增多，有的細胞突起與其他胞體相連。

2.4 雙相陶瓷生物活性骨與MSCs聯合培養(yǎng)的SEM觀察

在培養(yǎng)3 d的載體上可見有少量細胞生長，形態(tài)不規(guī)則，培養(yǎng)6 d的載體上細胞明顯增多(圖3)，可見少數細胞變圓，為處于分裂期細胞，多數細胞呈長梭形，隨材料表面特征成一定方向排列。細胞表面有多個細長突起，細胞突起交互連接呈網狀，有的與其他胞體相連。

2.5 雙相陶瓷生物活性骨與MSCs聯合培養(yǎng)的MTT法測定

第1，2，3，6，8 d時取出一塊板加MTT進行OD值測定，細胞在材料上增殖的OD值如表所示(表1)，用聯合培養(yǎng)組OD值減去本底的OD值，根據所得結果制出增殖曲線。MSCs的生長曲線呈S形，傳代接種后第1～3 d細胞增殖緩慢為潛伏適應期，此期主要為MSCs的貼壁生長階段。從第4 d開始細胞增殖加速，細胞曲線顯示此階段細胞數目呈指數級遞增，此期為MSCs的對數生長期。第6 d達到頂點后，細胞不再增殖，生長活動停滯， MSCs生長進入一個平臺期。之后，細胞數量輕度下降。第6 d時，MSCs載體聯合培養(yǎng)細胞增殖達穩(wěn)定期，此時為移植的最佳時機(圖4)。表1 細胞在材料上增殖的OD值

3 討論

評價材料生物相容性的方法主要有兩種：一種是體內直接植入法，即將材料植入體內，不同時間段取出作大體和組織學檢查；另一種是體外復合細胞培養(yǎng)法，即將材料與細胞進行體外培養(yǎng)，檢測細胞的增殖與功能情況。體外復合細胞培養(yǎng)法是近年來采用的主要方法。它對材料毒性敏感性高、重復性好，簡便、易行、快速、易于控制實驗條件［3］。該實驗用BCBB為支架，用免疫原性低、生物相容性好、支持成骨細胞黏附分化的I型膠原修飾BCBB表面［4］，并復合以促進成骨細胞、成軟骨細胞分化增殖的BMP和bFGF［2］，制成雙相陶瓷生物活性骨。掃描電鏡觀察到I型膠原、BMP、bFGF有效地復合到了雙相陶瓷生物骨(BCBB)上，制得雙相陶瓷生物活性骨，將其與MSCs復合培養(yǎng)。 圖1鏡下可見BCBB孔內充滿I型膠原、BMP及bFGF(SEM×l00)

圖4BMSCs與雙相陶瓷生物活性骨聯合培養(yǎng)的細胞增殖曲線

MSCs體外長期培養(yǎng)往往存在細胞老化及生物學功能退變等問題［5］。在該實驗中，MSCs經3次傳代體外培養(yǎng)不斷純化后獲得的MSCs其純度較高、增殖生長能力強。因此作者選擇取第3代細胞與雙相陶瓷生物活性骨復合培養(yǎng)。

MSCs的數量及密度直接影響其增生和分化。目前國內外文獻報道MSCs在支架材料上的移植濃度多為5×105～7.5×106個／ml［5］，本研究將濃度為1×106／ml的MSCs種植于雙相陶瓷生物活性骨上，在體外進行三維立體培養(yǎng)，用二甲基四氮唑鹽微量酶反應比色法(MTT法)測定細胞與材料聯合培養(yǎng)時增殖達穩(wěn)定狀態(tài)的時間，通過測定OD值間接反映細胞生長及增殖活性［6］。根據增殖曲線變化確定第6 d時細胞在材料表面形成致密細胞層，可見細胞突起交錯，細胞在材料表面生長狀態(tài)良好，細胞增殖達穩(wěn)定狀態(tài)。表明該雙相陶瓷生物活性骨具有良好的細胞黏附性和細胞相容性。

總之，MSCs能在雙相陶瓷生物活性骨(BCBB／BMP／bFGF)表面黏附生長、增殖，雙相陶瓷生物活性骨具有較好的細胞相容性。第6 d時，MSCs與雙相陶瓷生物活性骨聯合培養(yǎng)細胞增殖達穩(wěn)定期，構建了理想的組織工程骨，表明MSCs與雙相陶瓷生物活性骨聯合培養(yǎng)構建組織工程骨是可行的。但是本實驗尚屬初步觀察，還需要體內成骨定量、成血管和骨修復等進一步研究。

參考文獻

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第2篇：細胞生物相容性范文

【關鍵詞】 內固定　鈦鈮鋯　生物相容性材料　體內研究

Abstract［Objective］To develop new beta titanium alloys made of titanium， niobium and zirconium (TiNbZr) 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 TiNbZr particles were introduced into them The liquid in the pouches was harvested 48 hours later for IL6 and TNFαELISA procedure and the capsules for histology examination All the results were compared with Ti6Al4V (2) TiNbZr 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 TiNbZrbone interfaces were emphasized in this procedure This time the control material was stainless steel ［Result］(1)TiNbZr and Ti6Al4V particles made the air pouches secret more TNFα than that of the control (P

Key words：internal fixaion;titaniumniobiumzirconium;biocompatible materials;in vivo

作者自行研制了低彈性模量鈦鈮鋯β型（TiNbZr）合金〔1〕，在體外生物相容性實驗取得良好結果的基礎上，進一步對其體內生物相容性進行進一步的評價?？紤]到TiNbZr作為骨折內固定材料的具體應用前景，實驗將賈慶衛(wèi)等 〔3〕的大鼠氣囊模型（the air pouch model）應用于TiNbZr材料的生物相容性的評價，并將TiNbZr制成接骨板植入動物體內，觀察骨和軟組織對該材料的反應，為其臨床應用提供更有價值的實驗資料。

1材料與方法

11金屬材料顆粒的制造與顆?；鞈乙旱闹苽?/p>

方法參見賈慶衛(wèi)等〔2〕，人工關節(jié)金屬磨損顆粒體外制備分離方法的實驗研究。

12大鼠氣囊模型 (the air pouch model) 的建立

方法參見賈慶衛(wèi)等〔3〕，改良大鼠氣囊模型在人工關節(jié)假體松動研究中的應用。

13大鼠氣囊模型對各種金屬顆粒的生物學反應觀察

健康成年SD大鼠24只，隨機分為4組，每組6只。分籠飼養(yǎng)2周無疾病表現者進入實驗。氯胺酮腹腔麻醉，背部75%酒精消毒，皮下注入空氣20 ml， 形成皮丘。48 h后氣囊穿刺，再次注入空氣10 ml。24 h后分別注入Ti6Al4V、TiNbZr顆?；鞈乙? ml（顆粒濃度25×107/ml），48 h后穿刺抽液，收集囊內液體，75 ℃凍存?zhèn)溆谩?/p>

囊內液體采用ELISA方法測定IL6和TNFα。測定用ELISA試劑盒購自BioSource USA。操作方法同前。

14大鼠氣囊模型對各種金屬顆粒的組織學反應觀察

48 h后大鼠頸椎脫臼法處死，背部正中切口，將氣囊完整摘除，4%甲醛固定1周，脫水、透明、石蠟包埋，連續(xù)切片，厚度5 μm，常規(guī)HE染色，光鏡觀察。重點觀察反應膜中的細胞構成，并按國家標準GB/T 161751996中植入實驗炎癥細胞反應分級標準進行分級（表1）。

表1GB/T161751996材料植入實驗炎癥細胞反應分級標準級別炎癥細胞反應Ⅰ級試樣周圍未見或僅見極少量的淋巴細胞Ⅱ級試樣周圍可見少量淋巴細胞Ⅲ級試樣周圍有少量嗜中性粒細胞，淋巴細胞和巨細胞反應Ⅳ級試樣周圍可見以嗜中性粒細胞浸潤為主的炎癥反應，可見吞噬細胞

在放大100倍光鏡下與顯微標尺（10 μm）共同拍照，獲得圖像輸入計算機，利用UTHSCSA ImageTool 300圖像處理軟件測量囊壁厚度。先利用標尺校準測量長度為10 μm，在囊壁處隨機選取6個測量點，則可以讀出每個測量點的厚度數值(圖1)。

15TiNbZr接骨板的體內植入實驗

采用317不銹鋼和TiNbZr材料分別加工4孔接骨板（接骨板長40 mm，寬7 mm，厚2 mm，螺孔間距22 mm。螺絲釘外徑2 mm，內徑18 mm，長12 mm，螺帽直徑4 mm）。選健康新西蘭兔20只，體重25~30 kg。隨機分為5組，每組4只。25%戊巴比妥鈉耳緣靜脈麻醉后，手術顯露雙側脛骨中段，左側以TiNbZr接骨板內固定（圖2a），右側以317不銹鋼接骨板內固定作為對照（圖2b）。術后動物分籠飼養(yǎng)，術后應用青霉素3 d，允許自由活動。

分別與手術后4、8、12、24、36周處死，切取接骨板表面軟組織4%甲醛固定1周，脫水、透明、石蠟包埋，連續(xù)切片，厚度5 μm，常規(guī)HE染色，光鏡觀察。

重點觀察反應膜中的細胞構成，并按國家標準GB/T 161751996中植入實驗纖維囊腔形成分級標準進行分級。分級標準見表2。

表2GB/T161751996中材料植入實驗纖維囊腔形成分級標準級別纖維囊形成Ⅰ級囊腔厚度穩(wěn)定，無繼續(xù)增生現象Ⅱ級纖維化囊腔致密，囊腔厚度較形成初期為薄Ⅲ級試樣周圍可以見到成纖維細胞、纖維細胞與膠原纖維并已形成囊腔結構Ⅳ級試樣周圍可見小血管、纖維細胞增生并開始形成疏松的囊壁

拆除接骨板后截取內側釘孔之間的骨段，4%甲醛固定1周，75%、85%、95%、100%乙醇梯度脫水，透明MMA包埋，硬化后行50 μm切片，常規(guī)磨片、拋光、超聲清洗。Van Gieson染色：01%甲酸2 min，流水洗滌2 min，20%甲醇2 h，流水洗滌2 min，60 ℃下Stevenol藍染色15 min，60 ℃蒸餾水2 min，Van Gieson苦味酸品紅染色8 min，100%乙醇脫水，中性樹脂封片。

光學顯微鏡下觀察，顯微攝影數碼相機攝取圖像。

15統(tǒng)計學分析

實驗測量結果經SAS 612軟件處理。組內各參數之間的比較用方差分析，兩組比較用q檢驗，以P

2結果與分析

21大鼠氣囊模型對金屬磨損顆粒的生物學反應觀察

Ti6Al4V、TiNbZr兩種顆粒注入氣囊48 h后都能引起TNFα分泌量顯著升高（P

2種材料組的IL6分泌量對照組（鈷鉻鉬）比較，但各組間無顯著差異（P>005）(表3)。

表3鈷鉻鉬、Ti-6AI-4V、TiNbZr氣囊 TNFα

和IL6分泌量的比較（pg/ml）分組對照（鈷鉻鉬）組Ti-6AI-4V組TiNbZr組TNFα1287±6642*16406±5623**8739±8236IL618898±332627297±461930035±4947*TNFα，對照組與每個實驗組比較P

Ti6Al4V組囊壁明顯增厚，可見少量的中性粒細胞和嗜堿性粒細胞，炎癥細胞反應為III級（圖3）。

TiNbZr氣囊較薄，炎癥細胞反應為III級（圖4）。

氣囊囊壁厚度：Ti6Al4V組> TiNbZr組>空白對照組。兩兩比較，每兩組間均有明顯差異P

表4各種金屬材料氣囊囊壁厚度測量數值 （μm）組別分組N囊壁厚度（x±s）1空白對照361650750±1878582鈦鋁釩368308600±8374553TiNbZr364758420±785791

23TiNbZr接骨板的體內植入實驗

一般情況：2只動物右側切口（317不銹鋼接骨板側）發(fā)生術后切口感染，1只經切開引流愈合，另1例形成接骨板旁膿腫，至取材時才發(fā)現。感染動物實驗數據未納入統(tǒng)計。所有動物均無接骨板外露。圖1光鏡下囊壁厚度測量圖片與10微米顯微標尺（100×）

圖2TiNbZr接骨板的體內植入實驗圖3Ti6Al4V囊壁組織光鏡下形態(tài)，囊壁鏡下為緊貼肌肉內層的纖維結締組織膜，主要由纖維組織和成纖維細胞構成，囊壁內可見少量的淋巴細胞，炎癥細胞反應為II級（HE染色，100×）圖 4TiNbZr組囊壁光鏡下形態(tài)，囊壁較薄，可見少量的中性粒細胞和嗜堿性粒細胞，炎癥細胞反應為III級（HE染色，100×） 圖58周后骨痂開始覆蓋TiNbZr接骨板的表面和螺釘，形成“骨蓋板”的現象圖6317不銹鋼接骨板的兩側也可以見到骨痂的增生，但未覆蓋接骨板的表面圖7TiNbZr接骨板周圍被新生的大量成熟的骨痂包繞，界面為骨與接骨板的直接致密結合，中間無纖維及膠原軟組織間隔（Van Gieson染色，100×）圖8317不銹鋼骨板界面有纖維及膠原軟組織間隔，可以見到軟組織間隔剝脫。骨表面形成小的囊樣變，內部被膠原組織填充（Van Gieson染色，100×）圖9 317不銹鋼和TiNbZr接骨板植入12周的螺釘釘道組織切片顯示：317不銹鋼和TiNbZr螺釘與骨都能形成較為牢固的釘骨直接結合，釘骨界面無軟組織間隔（Van Gieson染色，40×）大體觀察：從接骨板植入4周，新生骨痂開始覆蓋TiNbZr接骨板的兩側，8周時骨痂甚至部分覆蓋接骨板的表面和螺釘（圖5）。12周后這種“骨蓋板”的現象逐漸減少，至36周就極少見到。317不銹鋼接骨板的兩側也可以見到骨痂的形成，但未見到覆蓋接骨板的表面和螺釘的現象（圖6）

接骨板骨界面觀察： 接骨板植入12周，317不銹鋼和TiNbZr接骨板與骨組織形成骨板界面。TiNbZr接骨板周圍被新生的大量成熟的骨痂包繞，與大體觀察中的“骨蓋板”現象相吻合，界面為骨與接骨板的直接接觸，中間無軟組織間隔（圖7）。

317不銹鋼骨板界面可見部分致密結合，大部分骨的表面有纖維及膠原軟組織間隔，由于取出接骨板時的破壞，形成可見的軟組織間隔剝脫。骨表面形成小的囊樣變，內部被膠原組織填充（圖8）。

317不銹鋼和TiNbZr接骨板植入12周的螺釘釘道組織切片顯示：317不銹鋼和TiNbZr螺釘與骨都能形成較為牢固的釘骨直接結合，釘骨界面無軟組織間隔（圖9）。

3討論

生物相容性是任何新型生物材料進入臨床應用以前必需認真考慮的問題。生物相容性評價是一個非常廣義的概念。傳統(tǒng)實驗多采用皮內刺激實驗、黏膜刺激實驗、急性全身毒性實驗、溶血實驗、熱源實驗等方法。對于骨科內植物材料相容性的評價從開始就應該包括生物相容性和力學相容性兩個方面。實驗方法也應更加重視采用體內實驗模型。

在前期的體外實驗中作者得到結論：低彈性模量TiNbZr β鈦合金具有優(yōu)良的體外組織相容性，是一種有前途的人工關節(jié)假體材料。（1）工作中采用L929細胞（小鼠成纖維細胞）對合金進行細胞毒性試驗，TiNbZr的細胞毒性為0級。（2）將1 μm左右的TiNbZr顆粒與J774A1巨噬細胞體外共同培養(yǎng)24~48 h后，吞噬了TiNbZr顆粒的J774A1巨噬細胞形態(tài)改變明顯輕于鈷鉻鉬顆粒組和鈦鋁釩顆粒組。巨噬細胞與鈦鋁釩合金顆粒、鈷鉻鉬合金顆粒和TiNbZr顆粒共同培養(yǎng)48 h后都有IL6和TNFα mRNA表達的增加，鈷鉻鉬顆粒和鈦鋁釩顆粒引起巨筮細胞增加更加明顯。巨噬細胞吞噬TiNbZr顆粒48 h后分泌TNFα的量明顯低于鈦鋁釩和鈷鉻鉬（P

在金屬磨損顆粒與巨噬細胞共同培養(yǎng)的實驗中通常能發(fā)現鈦合金的釩能刺激巨噬細胞產生更多的骨吸收因子，這些細胞因子在人工關節(jié)松動中起重要作用，所以β鈦合金的發(fā)展趨勢是選用生物相容性更好的元素。這是β鈦合金生物相容性優(yōu)良的物質基礎。Seligson〔4〕采用經過表面硬化處理的Ti13Nb13Zr接骨板治療羊脛骨骨折，固定16周后研究發(fā)現與Ti6Al4V相比β鈦合金固定更加牢固，術后感染機會減少。

早期的β鈦合金用鉬取代了有細胞毒性的釩和鋁。Khan證實Ti15Mo(TM)在模擬體液環(huán)境下有良好的耐腐蝕性能。在705例病人中作的金屬敏感性實驗說明含鉬的β鈦合金不會引發(fā)變態(tài)反應?，F代的β鈦合金則傾向于選取生物相容性更好的鈮、鋯、鉈、鈽等元素，如Long 〔5〕證實了Ti13Nb13Zr的生物相容性優(yōu)良。Ti50Zr合金在Ringer’s和PBS液體中容易形成表面氧化膜，因而具有生物不敏感性〔5〕。日本學者研制的Ti29Nb13Ta46Zr在體外實驗中表現出良好的生物相容性〔7、8〕。有研究表明，通過生物相容性元素Nb 、Ta、 Zr的嚴格組合可使?jié)撛诘慕M織反應達到最小。

骨科植入物材料力學相容性是必須考慮的生物相容性問題。目前臨床常用的不銹鋼、Co合金的彈性模量遠遠高于人體骨組織，這些材料與骨之間彈性模量的不匹配，使載荷不能由植入物很好地傳遞到相鄰骨組織，出現“應力遮擋”現象，從而導致假體周圍骨吸收和關節(jié)假體松動。我們在國內首次研制的TiNbZr合金的彈性模量為65 Gpa左右（最小52 GPa，最高僅為735 Gpa），已經達到某些碳纖維復合材料的水平〔10〕，與人體皮質骨的彈性模量更加接近。因此這些合金有望進一步減弱“應力遮擋” 效應。本研究中制備合金的強度大多在650~850 MPa之間；其延伸率也較高，最高可達23%。另外，所制備合金在鑄造、熱成型和機械加工方面已經顯示出良好的性能。

參考文獻

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第3篇：細胞生物相容性范文

關鍵詞：生物材料；整形外科；生物性能

生物材料是用于人體組織與器官診斷、修復或增進其功能的一類高技術人造材料。整形外科又稱修復外科或成形外科，是外科學一個分支，以手術進行自體或外體組織移植治療皮膚、肌肉及骨骼等器官先天、后天獲得的創(chuàng)傷、疾病，修復組織缺損、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，沒有理想的生物醫(yī)用材料就無法保證整形的安全與效果[1]。隨著社會觀念的轉變，整形外科收治患者特別是因美容需要患者逐年增多，但使用生物材料事故頻發(fā)，因此探討生物材料在整形外科中的適用性及安全性非常必要。本次研究以某院整形外科應用生物材料進行診療活動患者293例作為研究對象，觀察探討生物材料的適用性與安全性。

1資料與方法

1.1一般資料某院整形外科2007年1月～2012年12月收治并應用生物材料進行治療的患者1428例。

1.2方法采用回顧性的分析方法統(tǒng)計患者年齡、手術原因、性別、并發(fā)癥、應用生物材料等基本資料，收集該院近年來收到患者有關感染與并發(fā)反饋。

1.3統(tǒng)計學處理本次研究當中的所有數據均采用SPSS17.0統(tǒng)計軟件進行處理，計量資料采用均數±標準差（x±s）表示，計數資料采用率（%）表示。

2結果

2.1應用生物材料情況2007～2012年整形外科應用生物材料消費者逐年增多，2012年相較于2007年增長1106.98%，年增長161.74%；主要生物材料為透明質酸、自體組織、羥基磷灰石、膠原及聚乳酸，年增長率均在140%以上，其中自體組織增長最迅速，年增幅236.12%，其次為透明質酸達到161.84%,見表1。

2.2消費者基本情況2007年～2012年女性消費者比重不斷上升，2007年占69.77%，至2012年占87.02%，其比重以每年4.5%的速度遞增，同期因美容于整形外科應用生物材料比重不斷上升，2007年占65.89%，2012年占83.51%，比重年遞增4.85%；同時患者平均年齡呈逐年下降趨勢,見表2。

2.3不良反應不良反應包括感染、患者自覺不適等（本次研究統(tǒng)計復查、反饋不良，包括往年患者）；2007年～2012年不良反應發(fā)生率逐年上升，年增長139.22%；羥基磷灰石不良反應發(fā)生率最高為16.91%，其次為膠原15.82%，自體組織最低2.18%，見表3。

3討論

整形外科發(fā)展至今，目前常用的生物材料無論來自于自體，還是異體，活性或非活性，天然或人造，均各有優(yōu)缺[2]。以隆鼻整形手術為例，目前常用的生物整形材料包括造牙材料、固體硅膠、人工骨材料、自身組織。造牙材料，主要應用于隆鼻，生物相容性較好，但需要充足的術前準備，操作困難；固體硅膠因生物相容性好、價格低廉、長遠預后較好，是臨床常用隆鼻材料；人工骨材料，具有生物相容性好、副作用少、使用方便、價格低廉等優(yōu)點，廣泛應用于骨科、口腔整形；自體組織，選擇自體組織以修補需要整形之處，對于相對復雜、病情嚴重、需要較好的生物相容性整形適用性較強，但因從其它部位截取，可能給提取處造成損傷[3]。

目前因美容需要至整形外科應用生物材料患者逐漸增多，后者更關注生物材料生物適應性，如硬度、是否變形等，以達到良好的美容效果，即重形而不重質[4]。據統(tǒng)計整形外科90%以上消費者出于美容目的進行整容，其中28.6%注重醫(yī)師的技能水平與素質，15.2%注重設備，12.1%關注衛(wèi)生安全，而關注材料安全不足5%[5]。消費者注重服務水平、質量，忽視衛(wèi)生安全，整形外科生物材料市場投其所好，加上缺乏行業(yè)規(guī)劃、標準與法律制度保障，整形外科生物材料市場較為混亂，以次充好現象普遍存在，整形質量良莠不齊，給患者帶來巨大的傷害，不利于生物材料技術的進步推廣。

本次研究中因美容需要女性患者比重增長迅速，且年齡趨于年輕化，凸顯出患者整形美容缺乏理性。醫(yī)療機構雖然技術、材料已相對成熟，部分患者醫(yī)療安全意識提高，選擇生物相容性好的自體組織、透明質酸者逐漸增多，但仍不可避免的產生不良反應，并隨著時間的推移愈加突顯。

參考文獻：

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第4篇：細胞生物相容性范文

[關鍵詞]組織工程血管;脫細胞組織工程血管支架;冷凍干燥

[中圖分類號]Q813.1[文獻標識碼]A[文章編號]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

隨著科學技術的發(fā)展,組織工程學的興起為從根本上解決血管移植物替代這一問題帶來了新的曙光。組織工程血管是組織工程學領域的產物之一,是一種新的有望徹底解決小口徑人工血管移植問題的方法。脫細胞血管基質因其具有取材方便、低免疫源性、機械性能良好等優(yōu)良特性,在血管組織工程研究領域中得到了越來越廣泛的應用[1-2], 成為該領域支架材料研究方面的一個熱點。通過前期的系列試驗研究,我們初步摸索出一種脫細胞血管支架快速制備、消毒及結構疏松化的方法。然而脫細胞血管材料制備后如何長期保存又是一個需要面臨和解決的問題,因此我們希望找到一種簡單可行的儲存技術來長期保存制備的脫細胞血管支架以達到臨床和科研上 “隨用隨取”的目的。

在本實驗研究中我們使用冷凍干燥技術處理制備的脫細胞血管支架,通過對處理后的支架材料進行組織,超微結構觀察、生物力學評估、細胞毒性測定以及動物體內的組織相容性檢測,研究冷凍干燥處理對脫細胞血管支架材料生物相容性和生物力學特性的影響,從而進一步評估冷凍干燥技術作為該材料長期儲存方法的可行性。

1材料和方法

1.1血管材料準備及脫細胞血管支架的制備:選取8～12月,體重在2～2.5kg的健康雄性大耳白兔20只,在麻醉、相對無菌條件下,取出兔股動脈,置于4℃含青霉素和鏈霉素各180mg/L的無菌PBS液中,熱缺血時間不超過15min。無菌PBS液沖洗數次去除血液雜質,銳性去除附屬結締組織和脂肪成分以及大部分血管外膜。截取長度為5cm、無明顯分支、內徑約3mm的動脈40根作為實驗材料。將所取得的30根血管材料反復凍融加超高壓處理后,置人含有15μg/ml RNase A,150μg/ml DNase I (Sigma)溶液中,沖洗48h(37℃,5%CO2環(huán)境內攪拌),然后用PBS洗滌1天。

1.2脫細胞血管支架的凍干處理:取20根制備好的脫細胞血管支架材料,根據血管材料口徑和長度套入相應的玻璃棒上,于普通冰箱冷凍室內-4℃預冷24～48 h,然后在-80℃低溫冰箱中速凍24h,再置入-70℃、6.67×10-4 kPa的干燥冷凍機(LGJ-10C,上海)內6h作冷凍干燥處理。用包裝袋封裝后,置常溫下保存待用,并注明凍干日期、血管種類、長度及口徑,保存8周以上后使用。使用時,將血管材料由包裝袋中取出,浸泡于生理鹽水中復溫約10min,血管變軟后由玻璃棒上輕輕取下,以0.1%過氧乙酸溶液消毒。

1.3組織學觀察

1.3.1 光學顯微鏡:4%多聚甲醛分別固定經凍干-復水處理及經未凍干處理的脫細胞血管支架標本,常規(guī)石蠟包埋切片,行蘇木精伊紅(HE)染色后在光學顯微鏡下觀察。

1.3.2 掃描電鏡:3%戊二醛分別預固定經凍干-復水處理及經未凍干處理的脫細胞血管支架標本,4℃儲存送檢。標本在S-3400N型掃描電鏡下觀察。

1.4 兔血管內皮細胞的分離培養(yǎng):無菌條件下取出兔胸主動脈。去除附壁血細胞,剪除外膜多余脂肪和筋膜。分別注入0.125%、0.25%胰酶和0.1%膠原酶消化液,使管腔充盈,37℃作用15、12、17min,松開一端,收集消化液; 注入含10%胎牛血清 M199培養(yǎng)液再次沖洗管腔;將消化液和沖洗液并800r/min,5min離心,棄上清;加M199培養(yǎng)液,吹打均勻制成細胞懸液,以2×105/瓶濃度,傳入25cm2培養(yǎng)瓶;37℃、5%CO2培養(yǎng)箱,每24h半定量換液;當原代培養(yǎng)至融合形成致密的單層細胞時即可傳代,實驗采用的細胞為第3～7代細胞。

1.5 接觸細胞毒性測定:實驗組將約3mm2 的無菌醫(yī)用粘合膜粘貼于一次性細胞培養(yǎng)皿中央,無菌條件下取5mm×5mm大小凍干處理后脫細胞血管基質,黏附于細胞培養(yǎng)皿中。作為陽性對照組,將一滴氰基丙烯酸酯滴加至另一培養(yǎng)皿中央的脫細胞血管基質上;陰性對照組,培養(yǎng)皿中央醫(yī)用粘合膜粘貼未經凍干處理的脫細胞血管基質。將準備的內皮細胞懸液依次接種于上述培養(yǎng)皿中,CO2培養(yǎng)箱中(37℃,5%CO2)孵育48h后倒置熒光顯微鏡下觀察細胞與培養(yǎng)皿中央材料毗鄰部位的形態(tài)。

1.6羥脯氨酸含量測定:利用羥脯氨酸檢測試劑盒(南京建成)及多功能光度計分別測定分別測定新鮮血管及凍干處理前后脫細胞血管支架材料羥脯氨酸含量的變化。

1.7 處理前后材料的機械力學特性的測定:將新鮮血管及凍干處理前后脫細胞血管支架材料在INSTRUIN 1122生物力學測試系統(tǒng)(Instron Uo.USA)下行單軸拉伸試驗,測定最終抗張強度和縫合強度。

1.8 血管支架材料凍干-復水處理后體內生物相容性的初步研究:大耳白兔以戊巴比妥鈉(30～40mg/kg,iv)麻醉,取仰臥位固定于手術臺上,腹部兩側去毛,碘伏消毒,鋪巾。在腹部兩側各做2個切口,長約1cm,切開皮膚全層后以眼科剪仔細分離皮下形成一腔隙。把脫細胞血管基質及經凍干-復水處理的脫細胞血管基質分別植入皮下腔隙中,每側植入2塊材料,鋪平,縫合切口,再次以碘伏消毒切口。無壓力包扎,飼養(yǎng)。觀察兔全身及材料種植局部反應,并分別于術后7天、14天、21天及28天取出標本,4%多聚甲醛分別固定血管支架標本,常規(guī)石蠟包埋切片,行蘇木精伊紅 (HE)染色后在光學顯微鏡下觀察。

1.9 統(tǒng)計學分析:數據采用SPSS13.0軟件處理,結果以均數x±s表示, 數據以均數±標準差表示,采用方差分析比較, P

2結果

2.1形態(tài)學觀察

2.1.1 大體形態(tài):脫細胞處理組管壁變軟塌陷,但彈性良好(圖1);經過冷凍干燥保存處理后的脫細胞血管支架形成特有的海綿狀多孔性結構(圖2);復水后脫細胞血管支架形態(tài)及大體結構完全復原(圖3)。

2.1.2 經凍干處理脫細胞血管基質的組織學觀察:經過冷凍干燥處理后的脫細胞血管支架,其管壁膠原纖維波浪狀結構均保存基本完好,同未經冷凍干燥處理的脫細胞血管支架相比,結構無明顯差異(圖4、5)。

2.1.3 超微結構觀察:經過冷凍干燥處理后的脫細胞血管支架結構較未處理前略疏松,但整體結構保持完好(圖6、7)。

2.2 接觸性材料細胞毒性:凍干處理前后的脫細胞血管材料均無細胞毒性,在材料的周圍未發(fā)現內皮細胞的接觸或者生長抑制,測試樣本周圍的內皮細胞形態(tài)正常,共培養(yǎng)的血管內皮細胞增殖旺盛(圖8、9)。

2.3 正常血管與凍干處理后脫細胞血管基質的膠原含量的測定:血管材料的羥脯氨酸含量各組兩兩相比無統(tǒng)計學意義(P>0.05),即血管材料在上述各處理條件組中,其羥脯氨酸含量(膠原含量)與凍干處理前相比無明顯變化,見表1。

2.4 材料的機械力學特征:血管材料的最終抗張強度與縫線保留強度各組兩兩相比無統(tǒng)計學意義(P>0.05),即血管材料在上述各處理條件組中基本力學特征在經凍干處理前后無明顯變化,見表2。

2.5經過凍干處理后血管支架材料體內生物相容性

2.5.1 術區(qū)情況及植入材料大體外觀:家兔腹部皮下埋植凍干處理脫細胞血管支架后,精神、食欲均良好。手術區(qū)術后第2天或第3天出現輕微紅腫,術后第4天到第5天消退,埋植處高出周圍皮面。切口均愈合良好,術后7天拆線。未發(fā)現明顯紅腫,無膿性分泌物等情況。手術后埋植脫細胞血管支架而隆起的高度隨時間的推移逐漸降低,到術后3周時已基本與周圍皮膚一致。

大體觀察:1周組材料體外可觸及、輪廓清晰、質地中、血管浸潤明顯、纖維包膜可與材料分離(圖10)。3周組材料外周包膜變薄,與支架材料結合緊密,材料表面有降解吸收現象,失去網狀狀結構。4周組材料幾乎完全被吸收,材料周圍組織無明顯壞死及感染。

2.5.2 植入材料組織學檢查:2周組未經凍干處理的脫細胞血管基質及經凍干處理的脫細胞血管基質材料HE染色鏡下僅見少量中性粒細胞浸潤(圖11、12)。3周后炎細胞數明顯下降,與其下組織分界不清,包膜和材料中有中性粒細胞、淋巴細胞和漿細胞為主的炎性細胞浸潤并伴增生的成纖維細胞。4周組材料進一步吸收變薄,呈稀疏的線條狀,浸潤炎性細胞數量明顯減少。兩組材料體內反應過程基本相同,各組均未見組織壞死。植入材料大體外觀及組織學檢測結果表明,脫細胞血管基質在凍干處理前后具有良好的體內生物相容性。

3討論

傳統(tǒng)生物材料的保存方法主要有深低溫凍存和冷凍干燥保存兩種。對于凍干保存生物材料的生物學特性的研究國內外已不少見,但多集中在眼角膜、骨骼及皮膚等片狀材料方面。對于脫細胞血管基質支架此類管狀生物材料的生物力學和化學特性影響的研究,國內外尚無文獻報道。因此在我們的研究中將冷凍干燥技術應用到脫細胞血管支架此類管狀生物材料的保存處理中, 以評估凍干技術作為脫細胞血管支架材料長期保存方法的可行性。

真空冷凍干燥技術是將真空技術、冷凍技術和干燥技術結合起來的一種綜合性技術。其最先應用于血漿、血清、酶制劑、生物細胞、人體組織等生物制品和材料的凍干保存。早期的研究發(fā)現,部分蛋白制品通過冷凍干燥技術處理后的真空包裝可以達到在室溫下保存兩年甚至更長時間而不發(fā)生變質的良好效果[4],從最早應用于處理生物學材料[5],后歷經應用氟利昂-12改良處理法[6],直到今天使用凍干同種異體骨成功修復牙周骨缺損[7], 利用凍干技術制備多孔的組織工程支架材料[8]。凍干技術在組織保存及材料制備方面的研究走過了近六十年的發(fā)展歷程。

冷凍干燥處理對于脫細胞血管材料的生物學特性的影響是本試驗中主要的考察指標。主要包括材料的細胞毒性、生物力學以及生物相容性等。在我們的研究中,對經冷凍干燥保存處理的脫細胞血管基質材料的上述指標進行了體外和體內的測試。通過體外試驗,我們利用兔的血管內皮細胞對經冷凍干燥處理并保存后的脫細胞血管支架的接觸細胞毒性進行檢測。結果發(fā)現:經過凍干保存處理的脫細胞血管基質其材料毒性并未增加,材料周圍未內皮細胞形態(tài)正常且未發(fā)現內皮細胞的接觸或者生長抑制。由此我們可以得出:經過冷凍干燥處理并保存的脫細胞血管基質在體外具有良好的細胞生物相容性。另外在體內試驗中,我們在兔腹部皮下埋植脫細胞血管支架,通過對不同時間段取材的組織及形態(tài)學分析,初步證實了冷凍干燥處理前后,脫細胞血管支架材料都具有良好的體內生物相容性。

脫細胞血管基質的主要成分為膠原纖維,而膠原纖維的主要分解產物為羥脯胺酸。因此我們的實驗中通過測定凍干保存處理前后材料羥脯胺酸的含量,來判斷上述處理是否會破壞支架材料的膠原結構。結果發(fā)現經凍干保存處理前后的脫細胞血管支架其羥脯胺酸含量基本一致,從而證明凍干保存處理對于脫細胞血管支架的膠原結構無明顯影響。

足夠的初始強度和彈性對于組織工程血管支架的材料來說是非常重要和必需的。因此,我們在試驗中測試了凍干保存處理前后血管組織的強度和彈性,以判斷凍干處理對于脫細胞血管基質材料的主要生物力學指標的影響。體外測試的結果證實經過凍干保存的脫細胞血管支架其強度和彈性雖然出現了輕度的降低,但是這種改變不具有明顯的統(tǒng)計學意義。

本研究通過對凍干保存處理前后脫細胞血管支架材料生物化學與生物力學特性的檢測分析,初步證明:經過凍干保存處理的脫細胞血管材料,其細胞毒性、生物力學特征以及膠原結構與未經處理前相比沒有明顯的差異,凍干保存后的材料依然具有良好的生物相容性。因此我們認為:冷凍干燥處理作為組織工程脫細胞血管支架此類管狀生物材料的長期儲存方法是可行的。

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第5篇：細胞生物相容性范文

[關鍵詞]生物陶瓷；蛋白吸附；生物相容性

[中圖分類號]R 783.1[文獻標志碼]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損傷的硬組織方面被廣泛應用，并在人體環(huán)境中實現了原有硬組織的部分生理和力學功能，而發(fā)揮這一長效功能的重要基礎是陶瓷材料的生物相容性。具有良好生物相容性的材料能夠促進表面成骨細胞的增殖分化和骨組織的沉積，進而與材料形成良好的骨結合。同樣，材料在生物體內產生的大部分問題都與其相關。材料表面的生物化學性質在很大程度上決定了其生物相容性。當材料暴露在生物環(huán)境中時，材料的表面便與含有各種蛋白質的組織液緊密接觸，其表面立即會有蛋白質的吸附和堆積，這一蛋白質層對于材料的生物相容性具有重要的影響，其中，具有生長因子和細胞信號作用的肽及蛋白質成分會對細胞增殖和分化起到重要的調控作用，進而影響生物材料在體內功能的發(fā)揮。研究蛋白吸附對于調節(jié)材料表面生物活性，提高材料的生物相容性非常有意義。近年來，學者們對于蛋白吸附的研究已經取得了相當大的進展，本文就生物陶瓷表面蛋白吸附的最新研究進展作一綜述。

1主要的研究方法

數十年之前，測量蛋白質最廣泛的技術是用放射性元素標記蛋白質然后直接測量材料表面的放射性，此方法簡單、靈敏、應用廣泛，但其也有許多問題，如對人體有輻射危害、不能顯示蛋白質構象等，因此，此法的應用正逐漸減少。近年來，被廣泛應用且為新發(fā)展的技術主要有傅里葉變換紅外光譜計（Fourier transform infrared spectroscopy，FTIR）[1]、SDS-PAGE電泳[2]、酶聯免疫吸附測定法（enzyme-linked immunosorbent assay，

ELISA）[3]、噬菌體展示技術[4]、微量量熱法[5]等。

2研究的目標蛋白

細胞對生物材料的反應首先取決于其對材料表面吸附蛋白的效應，蛋白質扮演了重要的角色。目前，對材料表面蛋白吸附的研究主要集中在血清白蛋白、纖維連接蛋白（fibronectin）、轉化生長因子（transforming growth factor，TGF）和骨形態(tài)發(fā)生蛋白（bone morphogenetic protein，BMP）等，這些蛋白在促進纖維細胞和成骨細胞黏附、增殖、分化以及骨誘導等過程中具有重要的作用。

血清白蛋白不僅是血漿中含量最多的蛋白，也是一種在蛋白吸附研究中最廣泛應用的蛋白。其中，牛血清白蛋白（bovine serum albumin，BSA）可與多種金屬離子和其他小分子物質結合，對無機晶體的形成可以產生一定的影響。

纖維連接蛋白是細胞黏附機制中的關鍵蛋白之一，與成纖維細胞和成骨細胞的黏附有關，對于種植體周圍新骨的再生有著重要作用，同時，纖維連接蛋白和玻璃體蛋白等已被證明能夠促進細胞黏附以及肌動蛋白微絲的重組[6]。

TGF能夠促進成骨細胞的增殖和分化，它的吸附對于雙相磷酸鈣（biphasic calcium phosphate，BCP）的骨誘導機制有著重要作用。研究[3]顯示：在活體植入中，BCP對TGF-β1的吸附量會隨時間增加而顯著增加，這一發(fā)現對磷酸鈣骨誘導機制的探討可能提供了重要的信息。

BMP屬于TGF-p超家族的成員，在成骨祖細胞的遷移、間充質細胞增殖、軟骨和骨源性細胞的分化以及骨改建中具有重要的作用，其是能夠單獨誘導骨組織形成的局部生長因子，其中，BMP-2由于活性最強而被廣泛用于研究中[7]。

3影響蛋白吸附的主要因素

不同的材料表面性質具有不同的蛋白吸附機制[8]，陶瓷材料的表面形貌、孔隙率、潤濕性、表面電荷、含有的其他金屬離子等因素都會影響蛋白的吸附狀態(tài)。在生物體內環(huán)境下的固液表面環(huán)境將更加復雜，蛋白的種類、構象、吸附介質溶液的pH值、溫度、暴露時間和吸附界面介質的流動等因素都會對蛋白的吸附起到一定的作用[9]。總體來說，固體表面的蛋白吸附是一個非常復雜的過程，受到來自材料表面結構、理化性質、生理環(huán)境等方面多種因素的影響。

3.1陶瓷的表面結構

3.1.1孔隙尺寸和微孔率孔隙尺寸是影響蛋白質吸附的一大因素，Fujii等[10]發(fā)現：含鋅離子質量分數超過4%的羥磷灰石（hydroxyapatite，HA）會形成大量介孔，由于介孔尺寸較BSA分子大，而較β2-微球蛋白（β2-microglobulin，β2-MG）分子體積小，所以它更適合對β2-MG分子的吸附。Zhu等[3]發(fā)現：不同空隙結構的BCP對蛋白的吸附能力明顯不同。在隨后的研究中，Zhu等[11]又指出：磷酸鈣陶瓷顆粒的微孔率和微孔尺寸對蛋白質吸附有顯著影響，更高的微孔率和/或更多的直徑大于20 nm的微孔能夠吸收更多的纖維連接蛋白和胰島素。

3.1.2比表面積由于比表面積的大小與固體的吸附能力有很大關系，增加材料的比表面積能夠吸附更多的蛋白質。Li等[12]證明：磷酸鈣陶瓷材料表面吸附的蛋白量隨表面積的增大而增多。

3.2陶瓷的物理和化學性質

3.2.1生物陶瓷的種類不同的陶瓷具有不同的結構和性質，因而對蛋白質的吸附也不同。孫濤等[13]發(fā)現：HA、磷酸三鈣（tricalcium phosphate，TCP）、膠原HA（collagen-hydroxyapatite，CHA）和含氟HA（fluor-hydroxyapatite，FHA）4種陶瓷吸附蛋白質的量有所不同，分別為TCP＞CHA＞HA＞FHA。Zeng等[14]研究了磷酸鈣生物陶瓷和鈦薄膜對BSA的吸附后發(fā)現：磷酸鈣較鈦吸附的蛋白量更大，而且磷酸鈣的表面成分和結構會影響蛋白質吸附的動力學以及所吸附蛋白的結構。

3.2.2浸潤性當陶瓷材料與富含蛋白質的液體環(huán)境相接觸時，具有較高潤濕性的材料能吸收更多的蛋白質。Hao等[8]發(fā)現：用CO2激光處理后的氧化鎂部分穩(wěn)定氧化鋯（MgO-PSZ）對人血清白蛋白的吸附呈負相關，而與纖維粘連蛋白的吸附呈正相關。

3.2.3極性成分和表面能材料表面的極性成分能為蛋白質提供結合位點。固體表面通過降低表面能可達到吸附的目的，不同材料的表面能決定了不同的吸附過程。當材料被CO2激光處理后，其極性成分和表面能的顯著改變能夠改變蛋白質的吸附。Hao等[8]的研究顯示：白蛋白與纖維粘連蛋白的吸附可能與其相關，這一發(fā)現有助于改善氧化鋯的生物相容性。

3.2.4鋅離子和硅酸鹽離子材料表面的硅酸鹽離子能夠通過電荷排斥以及形成原子空間障礙等方式阻礙蛋白質的吸附。Chen等[15]通過研究富亮氨酸成釉蛋白對含硅HA（SiHA）的吸附行為后發(fā)現：硅酸鹽離子能夠形成保護效應。鋅離子的加入能夠增加材料的比表面積，進而影響蛋白的吸附。Fujii等[10]發(fā)現：雖然鋅離子的加入使含鋅納米HA（ZnHAp）的比表面積增加，但是吸附能力卻隨著鋅離子含量的上升而下降。這一結果同Webster等[16]的研究結果一致。

3.3生物環(huán)境因素

3.3.1蛋白質種類不同的蛋白質分子其構象、等電點等的不同，對于材料的吸附能力也具有顯著的變化。孫濤等[13]研究了生物活性陶瓷對血漿總蛋白、纖維蛋白原和纖維粘連蛋白等細胞外基質的吸附情況后發(fā)現：蛋白質吸附的量與材料的性能及蛋白種類有關。

3.3.2蛋白質競爭吸附生物材料表面存在比較劇烈的競爭性或者選擇性蛋白吸附，通過蛋白質的競爭吸附過程，材料表面的蛋白質會產生不同的變化[17]。

3.3.3蛋白質構象當蛋白質吸附于材料表面時，構象的變化會提供更多的結合位點。Zhu等[11]比較了多種蛋白質對材料表面的吸附后發(fā)現：BCP或HA的微結構變化對Col-Ⅰ的吸收沒有明顯影響。所以，他們認為：這是由于Col-Ⅰ與材料表面接觸時構象很少發(fā)生變化所致。

3.3.4溶液的pH值蛋白質在溶液中有兩性電離的現象，不同的pH值對蛋白質的電荷數量和性質會產生很大的影響。Sharpe等[18]比較了HA、TCP對不同血清蛋白的吸附情況后發(fā)現：不同pH值下，鐵傳遞蛋白（transferrin）的吸附有很大的不同，并且其吸附量與pH值呈負相關。

3.4陶瓷的處理方式

3.4.1熱處理溫度當HA熱處理至800℃以上時，會有微量的β-TCP相出現。TCP在體液中溶解生成的Ca2+和PO43-離子能為蛋白質提供結合力。Kandori等[19]將HA顆粒加熱后研究其對BSA的吸附能力，結果顯示：未處理組和分別加熱200、400℃的HA組，其吸附量雖微量上升但都低于1 mg·m-2；當溫度從600℃升至1 000℃時，蛋白吸附量顯著增加到3 mg·m-2以上。

3.4.2燒結方式張慧杰等[20]以常規(guī)馬弗爐燒結和微波燒結2種方式分別制備HA陶瓷顆粒后發(fā)現：相對于常規(guī)燒結，微波燒結得到的顆粒具有豐富的微孔隙和接近于納米尺度的晶粒尺寸，其表面電位值更小，能夠吸附更多的BSA和更少的溶菌酶。

4改進吸附的方法

由于蛋白質層對于細胞的黏附、增殖、分化等有很顯著的影響，因此，操控其表面的蛋白吸附進而改變細胞反應，增加材料的生物相容性是很有潛力的發(fā)展方向。目前，已有多種物理、化學方法等都用來改變陶瓷的表面性質，對生物陶瓷表面仿生研究也起到了明顯的促進作用。

4.1改進材料的表面形貌

4.1.1陶瓷納米化納米陶瓷具有極小的粒徑、大的比表面積和高的化學性能，并且陶瓷材料的組成結構更加致密、均勻。納米HA較普通HA能夠吸收更多的白蛋白。

4.1.2激光改性生物陶瓷在激光產生的高熱、高壓作用下，經過融化再結晶等過程，其表面微結構、粗糙度、結晶度等表面形貌和各種理化性質會發(fā)生顯著改變。Hao等[8]發(fā)現：CO2激光處理后的MgO-PSZ對人血漿纖維粘連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質

對于事先在材料表面接枝具有一定生物活性的物質或其他的表面處理，是研制具有良好相容性材料的有效途徑[21]。眾多的研究已證明了表面改性的可行性。喻凱等[22]采用戊二醛交聯法對白蛋白進行交聯。Kandori等[23-24]發(fā)現：焦磷酸改性的HA增大了對BSA和溶菌酶的吸附，此外，他們還合成了表面含有β氨基酸的納米HA并指出其對BSA的吸附量較普通HA多2.3～2.4倍。Monkawa等[25]用有機硅烷處理HA表面后，成功使大量Ⅰ型膠原吸附。Baeza等[26]對SiHA進行生物素化后發(fā)現：材料表面有一層同質且均勻的蛋白質層，并且吸附的蛋白質量增大。

5結論

固相與液相表面的蛋白質層對于材料的生物相容性具有不可忽視的重要作用，而且現在也得到了越來越多的關注和研究，并取得了很大的進步。然而，對于生物材料表面的蛋白吸附特性和機制仍需要更多的研究，目前的研究方法主要集中在對各種蛋白質吸附量的測量，而對于蛋白質種類的研究則相對較少，尤其是蛋白吸附后具體的蛋白成分與細胞黏附和分化等行為之間的聯系需要更多的研究加以闡釋。學者們研究材料表面蛋白吸附行為的最終目的是為了改進材料的生物相容性和促進組織的再生[14]。對于蛋白吸附的研究具有諸多益處，學者們增加對蛋白吸附的理解不僅能在生物材料表面活性的優(yōu)化方面起到作用，也有助于探索其在生物醫(yī)學方面的其他應用。通過不斷地研究，相信學者們終將會制得合適的生物陶瓷材料來造福人類。

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第6篇：細胞生物相容性范文

1 鈷鉻合金在醫(yī)學中應用的歷史

有文獻記載移植醫(yī)學最早應用鈷鉻合金來制作人工髖關節(jié)，沿用至今，是其生物相容性的一個標志。另據記載說鈷鉻合金早在1929年應用于局部義齒修復?？敬捎免掋t合金和制作局部義齒支架用的鈷鉻合金的區(qū)別在于合金含碳量的不同。一般前者含碳量很少，或不含碳?？敬捎免掋t合金彈性模量為213745MPa,硬度為335維氏硬度，更高的彈性系數，舒適度高。在患者口內不會出現合金變色現象。

2 鈷鉻合金烤瓷全冠在臨床應用的研究

2.1 鈷鉻合金在現代口腔修復的生物相容性

生物相容性是指材料在宿主的特定環(huán)境和部位，與宿主直接或間接接觸時產生相互反映的能力，是材料在生物體內處于靜動態(tài)變化過程中，能耐受宿主各系統(tǒng)作用而保持相對穩(wěn)定，不被排斥和破壞的生物性質。在欲應用于人體的各種材料中，均應進行生物相容性的鑒定，只有符合ISO國際標準方可投入臨床使用，牙科烤瓷合金也不例外。一直以來口腔修復用合金的細胞毒性一直受眾多學者關注。如前所述，鈷鉻合金最早用于移植醫(yī)療，而于1929年牙科用于局部可摘義齒，其相容性得到了證實。在現代固定義齒修復中，鈷鉻合金烤瓷全冠的生物相容性也得到了從各方面的認證。孫平等通過MTT法認為鎳鉻合金抑制細胞增殖的作用最強，含鈦鎳鉻合金次之，而鈷鉻合金抑制作用最弱，提示鈷鉻合金具有較好的生物相容性。鈷鉻合金為不含鎳、鈹的一種合金，有研究發(fā)現，鈷鉻合金不會造成牙齦返青現象。臨床使用效果優(yōu)于鎳鉻合金烤瓷冠。同時，實驗研究表明，鈷鉻合金Cr、Mo含量較高，可在金屬表面形成連續(xù)致密的氧化膜，增加了合金的耐腐蝕性能。合金中還含有較大比例的鎢，而鎢具有良好的化學穩(wěn)定性。同時，其可拋光性可和貴金屬相比。（兩種非貴金屬烤瓷冠的臨床應用效果評價）鈷鉻合金中Cr、Mo含量較高，可在金屬表面形成連續(xù)致密的氧化膜，增加了合金的耐腐蝕性能，賦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 鈷鉻合金烤瓷冠的邊緣適合性

邊緣性適合性是指修復體的邊緣到預備體頸緣間的垂直距離，或指修復體粘固后，邊緣的粘固劑層的厚度，也稱邊緣密合度。它反映了修復體的精確程度和就位情況，是衡量修復體準確性的主要指標之一。修復體粘固后，邊緣部的黏合劑多少會溶解在唾液中，邊緣的黏結空間可發(fā)展成齦溝，導致菌斑聚集，從而引發(fā)牙齦炎癥或形成繼發(fā)齲。因此，其優(yōu)劣直接影響到牙周健康，修復體美觀及固位力的保持。良好的邊緣適合性可以有效防止繼發(fā)齲、牙髓炎和牙齦炎的發(fā)生，對于修復體的修復質量是非常重要的。Marco和Petteno等認為修復體邊緣適合性是影響修復體壽命的最薄弱環(huán)節(jié)，也是修復體成敗的關鍵。修復體的邊緣適合性，臨床上以肉眼不能看到，探針不易探測到為判斷標準。ADA標準規(guī)定臨床上可接受的邊緣差異為25um~40um.。但實際上鑄造修復體很難達到這一要求。綜合文獻報道，現代一般認為臨床上可接受的邊緣差異的上限為100um。李秉鴻的研究表明鈷鉻合金基底冠邊緣粘固劑的平均厚度為65.35um，在100um以內，能滿足臨床上的要求。沈霞等的研究結果顯示鈷鉻合金全冠邊緣粘結劑的平均厚度為63.35 um，與金鉑鈀合金全冠邊緣粘結劑的平均厚度相當，可滿足臨床的要求。劉長虹等的研究結果DA9-4合金冠修復體邊緣間隙為（71.3+-8.34）um，肩臺間隙為（53.4+-4.83）um，軸面間隙為（41.85+-8.08）um，牙合面浮升量為（55.2+-9.21）um，也證實了DA9-4合金具有良好的適合性，可滿足臨床的要求。陳少武等的研究表明鑄造鈷鉻合金烤瓷冠比鑄造鈦合金烤瓷冠具有更好的頸緣修復。

2.3 鈷鉻合金烤瓷冠的金瓷結合

烤瓷合金與瓷之間主要由3種結合力組成：化學結合力、機械結合力、范德華力。烤瓷合金在預氧化處理過程中其表面生成一層氧化膜，該氧化膜與瓷產生化學結合，是金-瓷結合力的主要組成部分（占52.5%）。金-瓷結合面上經過氧化鋁噴砂處理后，會產生一定程度的粗糙面，這既增加瓷粉對烤瓷合金的濕潤性，又增加了接觸面積，大大提高了機械結合力（占22%）。瓷粉熔融后進入合金表面的凹陷內，還會產生壓縮力（占25.5%）。從理論上分析，金屬與瓷之間熔融結合后，會產生緊密貼合后的分子間的引力，即范德華力，該力起多大作用有待進一步研究證實。金瓷熱力學匹配是烤瓷修復成功的重要因素之一。當金屬冠核與烤瓷的熱膨脹系數不一致時，在燒結冷卻過程中，金瓷界面形成殘余應力，成為修復體破壞的內因。當兩者的熱膨脹系數接近或相同時，界面穩(wěn)定，結合良好，而實際上這種狀態(tài)很難達到。因此，很多學者認為金瓷熱膨脹系數相差在（0~0.5）*10-6/C的范圍內就最為理想。Nielsen等認為兩者熱膨脹系數相差在1.08*10-6/C是安全的。楊曉喻等20的測定DA9-4合金熱膨脹系數為13.915*10-6/C。而VITA VMK95牙本質瓷的熱膨脹系數為（13.1~13.7）*10-6/C（VITA VMK95操作指導手冊）。前者的熱膨脹系數較后者大（0.215~0.815）*10-6/C，說明DA9-4合金與VITA VMK95瓷之間可以形成良好的金―瓷結合，并獲得良好的長期完整性。

3 總結與展望

第7篇：細胞生物相容性范文

1.1醫(yī)用膠黏劑

具有生物相容性并且能夠生物降解的親膚性聚氨酯黏膠適合于用做傷口敷料[6]。其基本形態(tài)由多醇與二異氰酸酯配合而成的有雙末端異氰酸基的預聚物。當遇到滲出的體液、血液等后,聚氨酯系膠黏劑通過以高反應性異氰酸基為中心的復雜交聯反應,就能在短時間內最后變成柔軟的黏接力較大的彈性體狀生成物。這種聚氨酯具有黏稠的特性,并且能夠包容其它的一些藥物,如:活性藥劑,局部麻醉劑,抗生素,局部類固醇藥,酵素,組織興奮劑,凝結劑及抗凝劑,抗真菌劑等[7]。松田等開發(fā)了用有全氟烷撐基的氟化脂肪族二異氰酸酯、1、1、6、6-四氫全氟己撐二異氰酸酯(OCN-CH2C4F8CH2-NCO)制造的醫(yī)用彈性膠黏劑(特開平1-227762)。其Ames實驗呈陰性,致癌可能性小;與使用結構大致相同的多醇制造的TDI系列黏膠相比,其在水中的黏接力較大,硬化物的彈性模量較低,礦柔軟性優(yōu)良,且有水解速度快的優(yōu)點。這就是說,這種醫(yī)用彈性黏膠能在數周內保持黏接力直到身體組織依靠本身的再生能力牢固的接合,而在發(fā)揮應有的作用之后又能分解成安全性的物質,迅速地排泄出身體。因此可認為這種氟化二異氰酸酯制造的醫(yī)用彈性黏膠具有高的可靠性[8]。

1.2人工皮膚(創(chuàng)口覆膜)

創(chuàng)口覆膜是創(chuàng)傷區(qū)(如燒傷、灼傷)皮膚再生前的臨時替代膜和保護膜。其要求是具有黏性、彈性、柔順性、細菌不透過、易操作、無毒以及高的水蒸氣透過性(以避免覆膜下的液體在創(chuàng)口處積聚),并且也允許適當的水蒸氣能從覆膜滲透以防止創(chuàng)面的干縮。為避免更換覆膜給新生皮膚帶來的損傷,現很多研究者均在研究將生物降解材料作為創(chuàng)口覆膜。Yannas和Burke描述了用于覆蓋在全皮(燒傷)創(chuàng)面的雙層人工皮膚的概念。其底層是可生物降解的,多孔的,它的功能為使皮膚再生的臨時替代膜。其頂層是透氣防水保護膜。根據這一概念Bruin等[9]最新研究合成了一種皮膚替代物,其頂層為微孔透氣性防水防菌聚醚聚氨酯,而隔離底層為可生物降解的聚酯型聚氨酯彈性體網狀結構。這種設計能迅速降解出無毒降解產物,從而可使覆膜從創(chuàng)面上毫無痛苦的剝離而不損傷其新生表皮。通過對鼠中厚皮創(chuàng)口愈合的研究,發(fā)現用該覆膜覆蓋的創(chuàng)口手術后2d的上皮再生率為85%,而用常用的覆膜裹覆或暴露于空氣中的創(chuàng)口再生率分別為66%和35%。用該覆膜覆蓋的創(chuàng)口在手術后3d可獲得100%的上皮再生,比其它的創(chuàng)口提前了1d。在覆膜使用過程中,其隔離底層逐漸降解,因此手術后5d覆膜既可從創(chuàng)面上毫無痛苦的剝離而不損傷其新生表皮。通過臨床和組織學觀察,其愈合程度較好,且極大的減輕了傷者的痛苦,因此在臨床上具有良好的發(fā)展前景。

1.3引導性組織再生材料

引導性組織再生是用外科手術方法放置一物理屏障來分隔不同的組織,其主要目的是建立一能使生物再生功能得到最大程度發(fā)揮的有利環(huán)境。傳統(tǒng)的引導性組織再生材料采用非降解性材料制成,在細胞再生完成后依然存在,會引起機械摩擦和機體的炎癥反應。所以目前的研究方向是以生物降解材料來制作引導性組織再生材料。作為合適的生物降解型引導性組織再生材料,應當具備以下性質[10]:良好的彈性和生物相容性;材料降解時間與組織再生時間平衡;降解產物不會引起體內的不良反應。神經導管(NGCs)是一種引導性組織再生材料,它為臨床上具有難度的較大的神經斷裂的修復提供了一種可能。Borkenhagen等[11]以聚[(R)-3-羥基丁酸-co-3羥基戊酸]二醇(PHB),和聚[乙交酯-己內酯]進行共縮聚,并以2,2,4-三甲基環(huán)己烷二異氰酸酯(TMD)為擴鏈劑制成了相分離的彈性嵌段PU。用此材料制成NGCs并經環(huán)氧乙烷蒸汽消毒后,植入雄鼠體內,用于其坐骨神經的修復。神經斷端用尼龍線縫合。觀察發(fā)現,植入4周后,再生神經組織的軸索已經形成,所有NGCs的軸線上均出現大的裂縫。植入12周后,軸索的密度未變,但其平均體積顯著增大。而NGCs表面產生了很多裂縫,導管斷分裂為2～3片。24周后,神經軸索的狀態(tài)基本穩(wěn)定下來,并且很難在新生組織區(qū)分辨出導管材料。即材料降解時間與組織再生時間可以達到平衡。整個過程中,聚合物降解的碎片引起的炎癥反應主要集中在碎片表面,并未影響到再生的神經組織(這可能是因為該PU材料的降解產物較小,可被巨噬細胞吞噬)?？梢缘贸鼋Y論,該PU聚合物系統(tǒng)適合用作引導性組織再生材料,其降解時間與新生神經組織的生成和定形時間較吻合,且降解產物不引起炎癥反應。再加上該材料極低的膨脹率和良好的彈性、生物相容性,就較之其他的可吸收材料有了更大的優(yōu)勢。

1.4醫(yī)用縫線

一些學者進行了生物降解型聚氨酯作為醫(yī)用縫線的探討。如Alok等[12]報道生物降解型聚氨酯具有良好的加工成型性,機械強度高,作為手術后縫線力學強度好,但因降解較慢,因此至今未見其臨床應用報道。

2作為智能藥物緩釋材料

目前,在藥物緩釋材料的研究中,對“用智能材料,使藥物釋放體系(DDS)智能化——即生物響應給藥系統(tǒng)”的研究成為其中的熱點[13]。該體系的特點為藥物是否需要可由藥劑本身判斷。它可以感知疾病所引起的化學物質及物理量變化的信號,藥劑能對信號響應,并自主的控制藥物釋放。例如由于腫瘤細胞表面富集神經氨酸,其微環(huán)境比正常細胞更顯酸性,因而可將PH響應藥物釋放體系應用于腫瘤化療等[14,15]。Woo等[16]設計了一種將無毒的HDI和PCL以及喹啉共聚而得到的新型的抗生素釋放系統(tǒng),當感染癥狀出現時,由炎癥釋放出的尿素可觸發(fā)含有抗生素的聚酯聚氨酯聚合物的降解,以引起抗生素的釋放,加速藥物的傳輸。這種抗生素釋放系統(tǒng)被直接的應用于植入人體的醫(yī)療裝置的表面,以防止細菌感染。相比起傳統(tǒng)的用于防止醫(yī)療裝置植入性感染的方法(如:表面改性、直接涂附抗生素等),它具有以下一些優(yōu)點,其實用效果更加明顯:(1)在細菌黏附生長以前就可將其殺死;(2)明顯提高了感染區(qū)域的抗生素濃度;(3)抗生素在較長時間內保持高濃度,不會產生短時的快速流失。為了驗證其降解性能,聚合物以用14C放射性同位素標記的HDI合成。在降解實驗中根據聚合物放射性的減少速率推算出聚合物以2.09×105每分鐘(dpm)/mg的速率分解,并且前10d的分解速率很快,后來就越來越慢了。可以預見,智能化、微囊化藥物的成功應用將全面促進新型生物醫(yī)學高分子材料的應用與開發(fā)。

3作為組織工程材料

降解型組織工程材料利用其降解特性,可使表面不斷更新,為組織提供不斷變化的黏附和生長界面,其降解速率和降解產物均會對細胞的黏附、分化、繁殖造成很大影響。若降解產物呈酸性,會加速降解,并抑制細胞和組織的生長[17]。目前研究最多的高分子材料是聚乳酸(PLA)和聚羥基乙酸(PGA)以及它們的共聚物,其生物相容性、可降解性,易加工性好,適合用做組織工程材料。但其降解后的酸性代謝物會降低聚合物周圍的pH值,從而影響細胞和組織的生長,且其降解率低,植入身體后可導致纖維化,有可能發(fā)生周圍組織的免疫反應,再加上其細胞黏附性差,費用昂貴,可塑性不滿意等缺點,使人們考慮使用其他的材料[18,19]。Jian等[20]開發(fā)了以肽為基礎的泡沫型聚脲聚氨酯作為組織工程材料。其獨特之處在于該聚合物由賴氨酸、脂肪族二異氰酸酯和甘油(丙三醇)組成,其降解產物-賴氨酸、甘油、乙醇等均為無毒。除此以外,該聚合物還有以下一些優(yōu)異性質:在材料中允許加入蛋白質(蛋白質的存在是細胞附著及生長的要素),可局部提升微環(huán)境,以使細胞形成和興奮的外部條件達到最優(yōu);該交聯型聚氨酯泡沫有很多氣孔,不僅增大了材料的表面積(使細胞的附著更為容易),而且有利于帶有養(yǎng)分的流體在其中自由循環(huán)以促進細胞的新陳代謝。并且孔與孔相通使細胞在體外遷徙成為可能;在不同溫度的降解實驗說明,該高聚物可以在足量溶液中降解,且降解產物不會顯著影響環(huán)境的pH值及抑制細胞和組織的生長;可通過改變官能團而調節(jié)該聚脲聚氨酯的物理機械性能。將兔骨髓基質細胞(BMSC)以三氯甲烷(TCM)為溶劑,在消好毒的聚合物上孵育4h后,通過SEM可觀測到BMSC細胞的附著。細胞種植5d后,測試生長在這種泡沫型聚脲聚氨酯上的和聚苯乙烯組織種植盤中的由BMSC合成的Ⅰ型膠原的量,以測定細胞活性。結果發(fā)現二者無顯著差別,由此說明這種泡沫型聚脲聚氨酯降解產物對細胞活性沒有影響。測試聚合物在60d內,于磷酸緩沖溶液(PBS)中降解所產生的賴氨酸總量來測定其降解率。結果發(fā)現它在100℃下沸水煮6h僅有2%的聚合物降解,說明該泡沫型聚脲聚氨酯具有承受短時高溫的熱穩(wěn)定性,可以用高溫消毒法進行消毒。其降解率在22℃時為37℃時的150%,4℃時幾乎為37℃時的195%.37℃時降解速率為1.8mm/10d。用掃描顯微鏡間歇性觀察種植于高聚物上的BMSC細胞,發(fā)現細胞分布于材料表面,4～6h后細胞逐漸黏附于材料上,7d后觀察,這些細胞的形態(tài)學特征及其生長率與生長在聚苯乙烯組織盤中(作為細胞生長狀態(tài)評價的基本樣品)的細胞十分近似。綜上,我們可以判斷這種泡沫型聚脲聚氨酯具有良好的生物相容性和機械性能,能較好地支持細胞的生長,作為一種組織工程材料,它必有很好的應用前景。

4作為外科用材料

目前,生產醫(yī)療上使用的導管、手套、圍裙以及其它薄壁制品等使用的主要原料仍然是天然橡膠(NR)。由于天然橡膠在加工過程中要加入硫化劑,加工助劑等,若以這樣的制品與人體體液接觸,一些對人體有害的低分子物則會被抽提出來,如以萃取液做細胞毒性實驗表面,則10%NR制品對細胞顯示強烈毒性[21],由NR制造的輸液系統(tǒng)和模壓零件會引起細胞變形,消失或停止其繁殖,這就在一定程度上限制了NR在醫(yī)療上的應用。后來開發(fā)的一系列乳膠代用合成材料則由于其耐腐蝕性好,在自然環(huán)境中難以降解,且使用量很大,而造成了嚴重的環(huán)境污染,因此對具有良好生物相容性、易于大批量生產,且能生物降解的材料的研究成為必然[22]。陳大俊等[23]報道了以淀粉為多元醇合成生物降解型PU彈性體的報道,其膜的斷裂伸長率可達到900%,具有良好回彈性,且價格便宜,適用于制作大用量的產品,具有良好的市場前景。

第8篇：細胞生物相容性范文

    2 生物材料的類型與應用 生物材料種類繁多,到目前為止,被詳細研究過的生物材料已經超過一千種,在醫(yī)學臨床上廣泛應用的也有幾十種,涉及材料學科各個領域。依據不同的分類標準,可以分為不同的類型。

    2.1 以材料的生物性能為分類標準根據材料的生物性能,生物材料可分為生物惰性材料、生物活性材料、生物降解材料和生物復合材料四類。

    2.1.1 生物惰性材料 生物惰性材料是指一類在生物環(huán)境中能保持穩(wěn)定,不發(fā)生或僅發(fā)生微弱化學反應的生物醫(yī)學材料,主要是生物陶瓷類和醫(yī)用合金類材料。由于在實際中不存在完全惰性的材料,因此生物惰性材料在機體內也只是基本上不發(fā)生化學反應,它與組織間的結合主要是組織長入其粗糙不平的表面形成一種機械嵌聯,即形態(tài)結合。生物惰性材料主要包括以下幾類:(1)氧化物陶瓷 主要包括氧化鋁陶瓷和氧化鋯陶瓷.氧化鋁陶瓷中以純剛玉及其復合材料的人工關節(jié)和人工骨為主,具體包括純剛玉雙杯式人工髖關節(jié);純剛玉— 金屬復合型人工股骨頭;純剛玉—聚甲基丙烯酸酯—鈷鉻鉬合金鉸鏈式膝關節(jié),其他人工骨、人工牙根等。(2)玻璃陶瓷 該材料主要用來制作部分人工關節(jié)。(3)Si3N4 陶瓷 該類材料主要用來制作一些作為替代用的較小的人工骨,目前還不能用作承重材料。(4)醫(yī)用碳素材料 它主要被作為制作人工心臟瓣膜等人工臟器以及人工關節(jié)等方面的材料。(5)醫(yī)用金屬材料 該類材料是目前人體承重材料中應用最廣泛的材料,在其表面涂上活性生物材料后可增加它與人體環(huán)境的相容性.同時它還能制作各類其他人體骨的替代物。

    2.1.2 生物活性材料生物活性材料是一類能誘出或調節(jié)生物活性的生物醫(yī)學材料。但是,也有人認為生物活性是增進細胞活性或新組織再生的性質。現在,生物活性材料的概念已建立了牢固的基礎,其應用范圍也大大擴充. 一些生物醫(yī)用高分子材料,特別是某些天然高分子材料及合成高分子材料都被視為生物活性材料.羥基磷灰石是一種典型的生物活性材料。由于人體骨的主要無機質成分為該材料,故當材料植入體內時不僅能傳導成骨,而且能與新骨形成骨鍵合。在肌肉、韌帶或皮下種植時,能與組織密合,無炎癥或刺激反應.生物活性材料主要有以下幾類:

    (1)羥基磷灰石,它是目前研究最多的生物活性材料之一,作為最有代表性的生物活性陶瓷—羥基磷灰石(簡稱HAP)材料的研究, 在近代生物醫(yī)學工程學科領域一直受到人們的密切關注.羥基磷灰石 [Ca10(PO4)6(OH)2]是脊椎動物骨和齒的主要無機成分,結構也非常相近,與動物體組織的相容性好、無毒副作用、界面活性優(yōu)于各類醫(yī)用鈦合金、硅橡膠及植骨用碳素材料。因此可廣泛應用于生物硬組織的修復和替換材料,如口腔種植、牙槽脊增高、耳小骨替換、脊椎骨替換等多個方面.另外,在HA 生物陶瓷中耳通氣引流管、頜面骨、鼻梁、假眼球以及填充用HA顆粒和抑制癌細胞用HA微晶粉方面也有廣泛的應用.又因為該材料受到本身脆性高、抗折強度低的限制,因此在承重材料應用方面受到了限制.現在該材料已引起世界各國學者的廣泛關注。目前制備多孔陶瓷和復合材料是該材料的重要發(fā)展方向,涂層材料也是重要分支之一。該類材料以醫(yī)用為目的,主要包括制粉、燒結、性能實驗和臨床應用幾部分。

    (2)磷酸鈣生物活性材料 這種材料主要包括磷酸鈣骨水泥和磷酸鈣陶瓷纖維兩類.前者是一種廣泛用于骨修補和固定關節(jié)的新型材料,有望部分取代傳統(tǒng)的PMMA 有機骨水泥. 國內研究抗壓強度已達60MPa 以上。后者具有一定的機械強度和生物活性,可用于無機骨水泥的補強及制備有機與無機復合型植入材料。

    (3)磁性材料 生物磁性陶瓷材料主要為治療癌癥用磁性材料,它屬于功能性活性生物材料的一種。把它植入腫瘤病灶內,在外部交變磁場作用下,產生磁滯熱效應,導致磁性材料區(qū)域內局部溫度升高,借以殺死腫瘤細胞,抑制腫瘤的發(fā)展。動物實驗效果良好。

    (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兩類。目前關于該方向的研究已成為生物材料的主要研究方向之一。

    2.1.3 生物降解材料所謂可降解生物材料是指那些在被植入人體以后,能夠不斷的發(fā)生分解,分解產物能夠被生物體所吸收或排出體外的一類材料,主要包括β-TCP 生物降解陶瓷和生物陶瓷藥物載體兩類,前者主要用于修復良性骨腫瘤或瘤樣病變手術刮除后所致缺損,而后者主要用作微藥庫型載體,可根據要求制成一定形狀和大小的中空結構,用于各種骨科疾病。

    2.1.4 生物復合材料生物復合材料又稱為生物醫(yī)用復合材料,它是由兩種或兩種以上不同材料復合而成的生物醫(yī)學材料,并且與其所有單體的性能相比,復合材料的性能都有較大程度的提高的材料。制備該類材料的目的就是進一步提高或改善某一種生物材料的性能。該類材料主要用于修復或替換人體組織、器官或增進其功能以及人工器官的制造,它除應具有預期的物理化學性質之外,還必須滿足生物相容性的要求,這里不僅要求組分材料自身必須滿足生物相容性要求,而且復合之后不允許出現有損材料生物學性能的性質。按基材分生物復合材料可分為高分子基、金屬基和陶瓷基三類,它們既可以作為生物復合材料的基材,又可作為增強體或填料,它們之間的相互搭配或組合形成了大量性質各異的生物醫(yī)學復合材料,利用生物技術,一些活體組織、細胞和誘導組織再生的生長因子被引入了生物醫(yī)學材料,大大改善了其生物學性能,并可使其具有藥物治療功能,已成為生物醫(yī)學材料的一個十分重要的發(fā)展方向,根據材料植入體內后引起的組織反應類型和水平,它又可分為近于生物惰性的、生物活性的、可生物降解和吸收等幾種類型。人和動物中絕大多數組織均可視為復合材料,生物醫(yī)學復合材料的發(fā)展為獲得真正仿生的生物材料開辟了廣闊的途徑。

    2.2 以材料的屬性為分類標準

    2.2.1 生物醫(yī)用金屬材料生物醫(yī)用金屬材料是用作生物醫(yī)學材料的金屬或合金,又稱外科用金屬材料或醫(yī)用金屬材料,是一類惰性材料,這類材料具有高的機械強度和抗疲勞性能,是臨床應用最廣泛的承力植入材料。該類材料的應用非常廣泛,及硬組織、軟組織、人工器官和外科輔助器材等各個方面,除了要求它具有良好的力學性能及相關的物理性質外,優(yōu)良的抗生理腐蝕性和生物相容性也是其必須具備的條件。醫(yī)用金屬材料應用中的主要問題是由于生理環(huán)境的腐蝕而造成的金屬離子向周圍組織擴散及植入材料自身性質的退變,前者可能導致毒副作用,后者常常導致植入的失敗。已經用于臨床的醫(yī)用金屬材料主要有不銹鋼、鈷基合金和鈦基合金等三大類。此外,還有形狀記憶合金、貴金屬以及純金屬鉭、鈮、鋯等。

    2.2.2 生物醫(yī)用高分子材料 醫(yī)用高分子材料是生物醫(yī)學材料中發(fā)展最早、應用最廣泛、用量最大的材料,也是一個正在迅速發(fā)展的領域。它有天然產物和人工合成兩個來源,該材料除應滿足一般的物理、化學性能要求外,還必須具有足夠好的生物相容性。按性質醫(yī)用高分子材料可分為非降解型和可生物降解型兩類。對于前者,要求其在生物環(huán)境中能長期保持穩(wěn)定,不發(fā)生降解、交聯或物理磨損等,并具有良好的物理機械性能。并不要求它絕對穩(wěn)定,但是要求其本身和少量的降解產物不對機體產生明顯的毒副作用,同時材料不致發(fā)生災難性破壞。該類材料主要用于人體軟、硬組織修復體、人工器官、人造血管、接觸鏡、膜材、粘接劑和管腔制品等方面。這類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膠原、線性脂肪族聚酯、甲殼素、纖維素、聚氨基酸、聚乙烯醇、聚己丙酯等。它們可在生物環(huán)境作用下發(fā)生結構破壞和性能蛻變,其降解產物能通過正常的新陳代謝或被機體吸收利用或被排出體外,主要用于藥物釋放和送達載體及非永久性植入裝置.按使用的目的或用途,醫(yī)用高分子材料還可分為心血管系統(tǒng)、軟組織及硬組 織等修復材料。用于心血管系統(tǒng)的醫(yī)用高分子材料應當著重要求其抗凝血性好,不破壞紅細胞、血小板,不改變血液中的蛋白并不干擾電解質等。

    2.2.3 生物醫(yī)用無機非金屬材料或稱為生物陶瓷。生物醫(yī)用非金屬材料,又稱生物陶瓷。包括陶瓷、玻璃、碳素等無機非金屬材料。此類材料化學性能穩(wěn)定,具有良好的生物相容性。一般來說,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類。其中惰性生物陶瓷和活性生物陶瓷在前面已經簡要作了介紹,而功能活性生物陶瓷是近年來提出的一個新概念.隨著生物陶瓷材料研究的深入和越來越多醫(yī)學問題的出現,對生物陶瓷材料的要求也越來越高。原先的生物陶瓷材料無論是生物惰性的還是生物活性的,強調的是材料在生物體內的組織力學環(huán)境和生化環(huán)境的適應性,而現在組織電學適應性和能參與生物體物質、能量交換的功能已成為生物材料應具備的條件。因此,又提出了功能活性生物材料的概念。它主要包括以下兩類:(1)模擬性生物陶瓷材料 該類材料是將天然有機物(如骨膠原、纖維蛋白以及骨形成因子等)和無機生物材料復合,來模擬人體硬組織成分和結構,以改善材料的力學性能和手術的可操作性,并能發(fā)揮天然有機物的促進人體硬組織生長的特性。(2)帶有治療功能的生物陶瓷復合材料 該類材料是利用骨的壓電效應能刺激骨折愈合的特點,使壓電陶瓷與生物活性陶瓷復合,在進行骨置換的同時,利用生物體自身運動對置換體產生的壓電效應來刺激骨損傷部位的早期硬組織生長。具體來說是由于腫瘤中血管供氧不足,當局部被加熱到43~45℃時,癌細胞很容易被殺死?，F在最常用的是將鐵氧體與生物活性陶瓷復合,填充在因骨腫瘤而產生的骨缺損部位,利用外加交變磁場,充填物因磁滯損耗而產生局部發(fā)熱,殺死癌細胞,又不影響周圍正常組織?，F在,功能活性生物陶瓷的研究還處于探索階段,臨床應用鮮有報道,但其發(fā)展應用前景是很光明的。各種不同種類的生物陶瓷的物理、化學和生物性能差別很大,在醫(yī)學領域用途也不同.尤其是功能活性陶瓷更有不可估量的發(fā)展前途.臨床應用中,生物陶瓷存在的主要問題是強度和韌性較差.氧化鋁、氧化鋯陶瓷耐壓、耐磨和化學穩(wěn)定性比金屬、有機材料都好,但其脆性的問題也沒有得到解決。生物活性陶瓷的強度則很難滿足人體承力較大部位的需要。

    2.2.4 生物醫(yī)用復合材料此類材料在2.1.4 中已有介紹,此處不再詳述

    2.2.5 生物衍生材料生物衍生材料是由經過特殊處理的天然生物組織形成的生物醫(yī)用材

    料,也稱為生物再生材料.生物組織可取自同種或異種動物體的組織. 特殊處理包括維持組織原有構型而進行的固定、滅菌和消除抗原性的輕微處理,以及拆散原有構型、重建新的物理形態(tài)的強烈處理.由于經過處理的生物組織已失去生命力,生物衍生材料是無生命力的材料. 但是,由于生物衍生材料或是具有類似于自然組織的構型和功能,或是其組成類似于自然組織,在維持人體動態(tài)過程的修復和替換中具有重要作用.主要用于人工心瓣膜、血管修復體、皮膚掩膜、纖維蛋白制品、骨修復體、鞏膜修復體、鼻種植體、血液唧筒、血漿增強劑和血液透析膜等.

    3. 生物材料的性能評價 目前關于生物材料性能評價的研究主要集中在生物相容性方面.因為生物相容性是生物材料研究中始終貫穿的主題.它是指生命體組織對生物材料產生反應的一種性能,該材料既能是非活性的又能是活性的.一般是指材料與宿主之間的相容性,包括組織相容性和血液相容性.現在普遍認為,生物相容性包括兩大原則,一是生物安全性原則,二是生物功能性原則.生物安全性是植入體內的生物材料要滿足的首要性能,是材料與宿主之間能否結合完好的關鍵.關于生物材料生物學評價標準的研究始于20 世紀70 年代,目前形成了從細胞水平到整體動物的較完整的評價框架.國際標準化組織(ISO)以 10993編號了17個相關標準,同時對生物學評價方法也進行了標準化.迫于現代社會動物保護和減少動物試驗的壓力,國際上各國專家對體外評價方法進行了大量的研究,同時利用現代分子生物學手段來評價生物材料的安全性、使評價方法從整體動物和細胞水平深入到分子水平.主要在體外細胞毒性試驗、遺傳性和致癌性試驗以及血液相容性評價方法等方面進行了一些研究.但具體評價方法和指標都未統(tǒng)一,更沒有標準化.隨著對生物材料生物相容性的深入研究,人們發(fā)現評價生物材料對生物功能的影響也很重要.關于這一方面的研究主要是體外法。具體來說側重于對細胞功能的影響和分子生物學評價方面的一些研究?？傊?關于生物功能性的原則是提出不久的一個新的生物材料的評價方面,它必將隨著研究的不斷深入而向前發(fā)展.而涉及材料的化學穩(wěn)定性、疲勞性能、摩擦、磨損性能的生物材料在人體內長期埋植的穩(wěn)定性是需要開展評價研究的一個重要方面。

    4 生物材料的發(fā)展趨勢展望 生物材料科學是20 世紀新興學科中最耀眼的新星之一?，F在,生物材料科學已成為一門與人類現代醫(yī)療保健系統(tǒng)密切相關的邊緣學科。其重要性不僅因為它與人類自身密切相關,還因為它跨越了材料、醫(yī)學、物理、生物化學和現代高科技等諸多學科領域?，F在對于該材料的研究已從被動地適應生物環(huán)境發(fā)展到有目的地設計材料,以達到與生物組織的有機連接。并隨著生命科學和材料科學的發(fā)展,生物材料必將走向功能性半生命方向。生物材料的臨床應用已從短期的替換和填充發(fā)展成永久性牢固種植,并與其它高科技(如電子技術、信息處理技術)相結合,制備富有應用潛力的醫(yī)療器械。生物材料的研究在世界各國也日益受到重視.四年一次的世界生物材料大會代表著國際上生物材料研究的發(fā)展動態(tài)和目前的水平。分析認為,以下幾個方面是生物材料今后研究發(fā)展的幾個主要方向:

    (1)發(fā)展具有主動誘導、激發(fā)人體組織和器官再生修復功能的,能參與人體能量和物質交換產生相互結合的功能性活性生物材料,將成為生物材料研究的主要方向之一。

    (2)把生物陶瓷與高分子聚合物或生物玻璃進行二元或多元復合,來制備接近人體骨真實情況的骨修復或替代材料將成為研究的重要方向之一。

    (3)制備接近天然人骨形態(tài)的、納微米相結合的、用于承重的、多孔型生物復合材料將成為方向之一。

    (4)用于延長藥效時間、提高藥物效率和穩(wěn)定性、減少用量及對機體的毒副作用的藥物傳遞材料將成為研究熱點之一。

    (5)血液相容性人工臟器材料的研究也是突破方向之一。

    (6)如何能夠制備出納米尺寸的生物材料的工藝以及納米生物材料本身將成為研究熱點之一。

第9篇：細胞生物相容性范文

【關鍵詞】 納米羥基磷灰石 二氧化鋯 生物相容性

由于創(chuàng)傷、感染、腫瘤以及先天性缺損等原因所致骨缺損在臨床十分常見，傳統(tǒng)修復骨缺損的方法：如自體骨移植，同種異體骨移植。自體骨取骨量有限，同時取自體骨痛苦大、后遺癥多、異體骨又有排異反應。而人工合成的骨移植材料在一定程度上可以達到自體骨和異體骨修復的效果，又可以避免疾病感染和骨源有限等弊端[1]。納米羥基磷灰石與人體骨骼主要無機成分相似的化學組成和晶體結構，它具有良好的生物相容性，對人體無毒，又能夠在植入人體后同骨表面形成很強的化學鍵結合，有利于骨的長入[2]。然而它的脆性大、韌性較差、容易發(fā)生斷裂破壞，二氧化鋯陶瓷是一種生物惰性陶瓷，具有良好的生物相容性、較高的彎曲強度、斷裂韌性和較低的彈性模量。正是由于二氧化鋯具有增韌補強的作用，有效的改善納米羥基磷灰石的力學性能[3]。因此，納米羥基磷灰石復合40%二氧化鋯陶瓷材料，兼具材料生物活性、骨誘導性以及材料力學特性，成為用于承載部位骨缺損修復具有廣泛前景的新興材料。

一、實驗方法

(一) 致敏試驗

取豚鼠30只，雌雄各半，體重300—500g，隨機分為三組，實驗組、陰性對照組和陽性對照組各10只。實驗樣品的生理鹽水浸提液，5%甲醛溶液作為陽性對照，生理鹽水作為陰性對照[4]。

（二）刺激試驗

選用新西蘭白兔，每組3只，雌雄各半隨機分3組，體重2.5kg-3.0kg。HA/40% ZrO2浸提液，陰性對照：生理鹽水，陽性對照為3%甲醛溶液。在脊柱左側取一去毛區(qū)，標記5個點，常規(guī)麻醉消毒用1ml注射器試驗組于5個點每點注射0.1ml的浸提液，陰性對照組每點注射0.1ml的生理鹽水，陽性對照組每點注射01.ml的甲醛溶液。

（三）溶血實驗

穿刺抽取人靜脈血10ml加入到含有抗凝肝素鈉的試管中，混合抗凝。取抗凝人血8ml，加入10ml生理鹽水，稀釋備用。取24支干凈玻璃試管每組8支。實驗組每只試管加入材料浸提液10ml，陰性對照組每只試管加入10ml生理鹽水，陽性對照組每只試管加入10ml蒸餾水，將全部試管在37℃恒溫箱中恒溫30分鐘后，每只試管分別加入0.2ml稀釋抗凝人血，輕輕混勻，繼續(xù)保溫60分鐘后，離心5分鐘，吸取上清液至比色皿中，用分光光度計在545nm波長處測定吸光度。

溶血率 =實驗材料的吸光度—陰性對照的吸光度/陽性對照的吸光度—陰性對照的吸光度

結果評定：若材料的溶血率5%，則不符合生物醫(yī)用材料溶血試驗要求。

（四）肌肉內植入試驗

選用Wister大鼠48只，雌雄各半，體重220±25g，隨機分為術后第7、15、30、90天4組， 每組10只。對照組8只。常規(guī)麻醉消毒， 分離豎脊肌，于肌肉內植入消毒的HA/40% ZrO2材料塊， 縫合肌膜和皮膚。術后每日予以青霉素20 萬U 肌注， 連續(xù)3 d ， 于術后第7、15、30、90 天取材，對照組手術操作如上， 但不放材料板。大體觀察并制作標本切片，HE染色，光鏡下觀察。

二、結 果

(一)致敏試驗

各實驗組和生理鹽水對照組皮膚均無紅斑、水腫或疹塊發(fā)生，致敏率為0。

但甲醛對照組動物出現顯著的紅斑和水腫，致敏率為100%，致敏作用強

(二)刺激試驗

生理鹽水對照組均未見任何刺激反應，試驗組3號兔的第2點24h時可見淡紅色邊界清晰的紅斑和邊緣明顯高于周圍皮面的輕度水腫，48h時可見淡紅色邊界清晰的紅斑剛可查出的極輕微的水腫，72h時可見此點極輕微的紅斑無水腫。所以24h的平均原發(fā)性刺激指數為0.267，48h的平均原發(fā)性刺激指數為0.2，而72h的平均原發(fā)性刺激指數為0.067，均小于0.4，則說明材料對皮膚無刺激作用，而甲醛對照組各時間點可見嚴重的紅斑和水腫，為強刺激。

(三)溶血試驗：

實驗組和陰性對照組各管離心后，上層均為清亮無色液體，下層為紅細胞沉淀物，該材料的溶血率為3.17%，小于國家標準5%，說明該材料符合組織工程支架溶血試驗要求。

經SPSS 10.0統(tǒng)計軟件單因素方差分析和SNK-q檢驗：實驗組與陰性對照組之間光吸收度值無統(tǒng)計學差異（P＞0.05），實驗組與陽性對照組光吸收度值有顯著性差異（P＜0.05）。

(四)肌肉植入試驗

將各組實驗動物包繞納米羥基磷灰石-二氧化鋯材料的組織切開， 植入后7天，試樣周圍可見以嗜中性粒細胞浸潤為主的炎性反應，可見吞噬細胞，無囊壁形成。

植入15天后試樣周圍有少量嗜中性粒細胞，淋巴細胞浸潤和巨細胞反應；試樣周圍可見小血管與纖維母細胞增生，開始形成疏松囊壁。

植入30天后，試樣周圍可見少量淋巴細胞，試樣周圍可見纖維母細胞與膠原纖維，并已形成纖維囊腔結構。

植入90天后試樣周圍未見或僅見極少量淋巴細胞，纖維化囊壁致密，壁的厚度比形成初期要薄。

三、討 論

目前，生物醫(yī)學材料安全性評價主要是采用醫(yī)療器械生物學評價體系，即世界標準化組織（ISO）制定的10993系列標準，國內轉化為國家標準（GB/T）16886系列標準。參照以上標準，選擇了（致敏試驗、刺激試驗、溶血試驗、、肌肉植入試驗），由于該生物醫(yī)學材料在體內是不降解的，作為異物一定會對生物體產生作用，同時生物體也會對植入材料產生排斥反應，如果該材料最終被生物體接受，就認為該生物材料與組織之間相容，被稱為具有好的生物相容性；反之，被稱為生物不相容。

致敏反應屬Ⅳ型變態(tài)反應，試驗用完全弗氏佐劑和十二烷基硫酸鈉石蠟液起到加強致敏作用的效果，又采取了最大劑量法，保證了試驗結果的可靠性。況且豚鼠為T淋巴細胞敏感型動物，而結果顯示試驗組各注射點均無紅斑和水腫，證明此材料無致敏反應。

刺激是不涉及免疫學機制的一次、多次或持續(xù)與試驗組織工程支架材料接觸引起的局部炎癥反應。本文使用的是皮膚刺激試驗。采用5點注射法，各時間點平均原發(fā)性刺激指數均小于0.4，則說明材料對皮膚無刺激作用，而甲醛對照組各時間點可見嚴重的紅斑和水腫，為強刺激。

溶血試驗是檢測生物醫(yī)用材料對血液紅細胞的溶血作用，測定紅細胞溶解和血紅蛋白游離的程度。本實驗采用直接接觸法，該材料的溶血率為3.17%，小于國家標準表明該材料不引起溶血反應。此試驗對吸光度數值先用單因素方差分析，結果為p〈0.05，說明三組之間存在統(tǒng)計學差異，多組間均數的兩兩比較采用q檢驗，結果為試驗組與陰性對照組之間p〉0.05，說明與陰性對照組之間無差別，而與陽性對照組之間p〈0.05，說明試驗組與陽性對照組之間有顯著差別。

體內植入實驗是為了評價活體組織與試驗樣品材料的相互反應。所有醫(yī)療器械和材料植入體內均會不同程度地產生組織反應。目前，常采用肌肉局部組織生物學反應評價是根據炎性細胞反應和纖維囊形成進行組織反應分級，然后在根據組織反應分級情況進行結果評定。本試驗植入各個時期炎癥細胞浸潤和纖維囊形成分級符合國家標準。

本實驗體內和體外試驗結果表明納米羥基磷灰石復合40%二氧化鋯陶瓷材料是一種無致敏、無刺激、無溶血，具有良好的血液和組織相容性的材料，又因其材料本身具有良好的生物活性及力學特性，有望成為修復骨缺損十分重要的生物材料。

參 考 文 獻

[1] MuruganR，RamakrishnaS.Development of nanocomposites for bonegrafting.Compos.Sci.Technol.，2005，65(15-16):2385-2406.

[2] 胡江.組織工程研究進展.2000.生物醫(yī)學工程學雜志，17(1):75-79