SEMA4D修饰钛表面通过巨噬细胞调控内皮细胞功能的研究

目的 探究SEMA4D修饰钛表面对巨噬细胞的直接作用以及通过巨噬细胞对内皮细胞功能的间接调控作用。方法 纯钛试件抛光清洗后,通过碱热处理和自组装技术在其表面制备SEMA4D涂层。以光滑钛(Ti)试件为对照组,浓度为25、50和100 ng/mL的SEMA4D溶液制备的SEMA4D修饰钛表面(Ti-4D25、Ti-4D50和Ti-4D100)试件为实验组,采用扫描电镜和接触角测量仪分析各组的表面微形貌和亲水性。在4组试件表面接种巨噬细胞,将获得的上清液制成条件培养基培养内皮细胞,通过CCK-8法检测两种细胞的增殖活性,通过实时荧光定量PCR检测巨噬细胞的炎性表达和VEGF表达,通过荧光染色和划痕实验检测内皮细胞的黏附和迁移能力。结果 SEMA4D修饰钛表面呈现多孔微结构并且被有机薄膜覆盖,无细胞毒性。该表面可降低巨噬细胞炎性表达,上调VEGF表达,促进内皮细胞的黏附和迁移。结论 SEMA4D修饰钛表面可以减轻炎症反应并增强内皮细胞的运动功能,从而获得有利于软组织修复的生理微环境。

纯钛表面载锌聚多巴胺涂层改性及其抗腐蚀性能初探

目的在纯钛表面制备载锌聚多巴胺涂层,并探究其生物相容性及抗腐蚀性能。方法将纯钛试件先后浸泡在多巴胺碱性溶液与硫酸锌溶液中,在试件表面形成载锌聚多巴胺涂层。以光滑钛表面以及聚多巴胺涂层改性钛表面为对照组,载锌聚多巴胺涂层改性钛表面为实验组。采用扫描电镜观察试件表面微形貌,X线能谱仪表征锌元素在聚多巴胺涂层上的结合。采用接触角测量仪检测试件表面的亲水性。体外培养L-929成纤维细胞,通过CCK-8评价改性钛表面的生物相容性。采用电化学工作站获取各组试件在人工唾液中的开路电位和极化曲线,分析载锌聚多巴胺涂层对钛表面抗腐蚀性能的影响。结果扫描电镜和X线能谱仪分析结果显示,3组试件表面的微形貌均有差异,载锌聚多巴胺涂层组试件表面有锌元素存在。涂层修饰后试件表面的亲水性增强。体外细胞实验显示,载锌聚多巴胺涂层具有良好的生物相容性。电化学测试获得的开路电位和动态极化曲线及其拟合数据显示,载锌聚多巴胺涂层组试件的抗腐蚀性能最强,聚多巴胺涂层组次之,光滑钛组最小。结论采用化学浸泡法可在钛表面成功制备载锌聚多巴胺涂层,改性钛表面具有良好的生物相容性和抗腐蚀性能。

钛表面时间相关性老化及生物活性再激活的研究进展

在现代种植系统中,钛及钛合金由于良好的耐腐蚀性、抗疲劳强度以及较低的弹性模量已被广泛应用于口腔种植修复及重建[1]。此外钛表面还能进行各种处理,如酸蚀喷砂、阳极氧化等;负载表面涂层如功能肽、羟基磷灰石及其他钙磷化合物涂层等可进一步促进种植体的骨结合作用[2]。尽管如此,钛牙种植体的5年成功率仍然只有90.1%~96.5%[3]。制约种植体成功率无法达到100%的因素不仅有材料性能的限制,时间也是一个重要因素。在新钛表面,生物活性会随着时间的推移而降低,这种与时间相关的生物性能衰退称为钛的时间相关性老化(Time-dependent degradation)[4]。由于种植体从生产到临床植入存在存储运输的时间,那么延缓甚至提升因老化而降低的生物活性是非常有必要的。故本研究围绕可能导致生物老化现象的物理化学性质、预防措施进行综述,希望对理解这种现象并进一步改善种植体表面生物活性提供不一样的角度。

纯钛表面硅烷偶联剂复合氧化石墨烯涂层对施万细胞生物学行为的影响

背景:研究种植体表面处理时更看重是否能提高种植体骨结合的效率,而有关口腔种植体骨感知功能的研究则相对较少。目的:探讨纯钛表面硅烷偶联剂共价连接氧化石墨烯涂层对体外施万细胞生物学行为的影响。方法:在TA4钛片表面通过硅烷偶联剂的氨基基团共价连接制备不同质量浓度的氧化石墨烯涂层(0.25,0.5,0.75,1.0 mg/mL,分别命名为0.25-Ti-APTES-GO组、0.5-Ti-APTES-GO组、0.75-Ti-APTES-GO、1.0-Ti-APTES-GO组),通过扫描电镜、拉曼光谱和接触仪对涂层的微观结构、成分及接触角进行表征。分别在光滑钛片、硅烷偶联改性钛片及不同质量浓度氧化石墨烯涂层改性钛片上培养大鼠施万细胞,采用CCK-8法检测各组施万细胞的增殖活性,RT-qPCR和Western blot检测钛片上施万细胞分泌神经生长因子、胶质细胞源性神经营养因子的能力。结果与结论:①扫描电镜下可见,不同质量浓度的氧化石墨烯涂层呈云雾状,高质量浓度氧化石墨烯涂层呈现的云雾状突起更加致密;②与光滑钛片组相比,硅烷偶联改性组钛片表面接触角较小(P<0.05);随氧化石墨烯质量浓度的增加,钛片表面接触角逐渐变小,其中0.75-Ti-APTES-GO组、1.0-Ti-APTES-GO组组接触角小于光滑钛片组(P<0.05);③CCK-8实验显示,与光滑钛片组比较,硅烷偶联剂改性组、0.25-Ti-APTES-GO组、0.5-Ti-APTES-GO组细胞增殖无明显变化(P>0.05),0.75-Ti-APTES-GO组、1.0-Ti-APTES-GO组细胞增殖受到抑制(P<0.05),所以后续实验选择0.25-Ti-APTES-GO组、0.5-Ti-APTES-GO组;④RT-qPCR检测显示,0.5-Ti-APTES-GO组神经生长因子mRNA表达量高于其他3组(P<0.05);0.25-Ti-APTES-GO组胶质细胞源性神经营养因子mRNA表达量低于其他3组(P<0.05),0.5-Ti-APTES-GO组胶质细胞源性神经营养因子mRNA表达量高于光滑钛片组、硅烷偶联剂改性组(P<0.05);⑤Western blot检测显示,0.5-Ti-APTES-GO组神经生长因子蛋白表达量高于光滑钛片组、0.25-Ti-APTES-GO组(P<0.05),胶质细胞源性神经营养因子蛋白表达量高于其他3组(P<0.05);⑥结果表明,硅烷偶联剂复合0.5 mg/mL氧化石墨烯涂层有良好的生物相容性,能较好地促进纯钛表面施万细胞神经生长因子及胶质细胞源性神经营养因子的表达。

成骨细胞膜片在不同钛表面骨桥蛋白基因和蛋白的表达

背景:对钛种植体表面改性是口腔种植骨整合界面研究的重要方法之一,能否通过细胞膜片技术在不同钛表面上实现更好的骨再生效应?目的:初步研究成骨细胞膜片在不同钛表面上的成骨效应。方法:取第3代新生SD大鼠成骨细胞,分别接种于光滑钛表面、喷砂酸蚀钛表面、阳极氧化钛表面,体外构建成骨细胞膜片。接种7,14 d,通过物理刮取法获得成骨细胞膜片,倒置显微镜下观察细胞膜片;采用RT-qP CR检测成骨细胞骨桥蛋白基因的表达,Western blotting检测成骨细胞骨桥蛋白的表达。结果与结论:(1)倒置显微镜下观察:接种第7天,细胞密集,钛片边缘与孔壁间细胞生长良好,呈梭形生长,相互有基质连接,近边缘部偶见细胞生长密集区呈云雾状;接种第14天,细胞膜片中部细胞均匀且重叠生长,形态、界限不清,边缘呈均匀重叠的云雾状;(2)骨桥蛋白表达:接种于喷砂酸蚀钛表面、阳极氧化钛表面的成骨细胞骨桥蛋白表达量均高于接种于光滑钛表面的成骨细胞(P<0.05),接种于喷砂酸蚀钛表面与阳极氧化钛表面的成骨细胞骨桥蛋白表达量比较差异无显著性意义;接种于不同材料表面14 d的成骨细胞骨桥蛋白表达均高于对应的7 d表达量(P<0.05);(3)结果表明:相比光滑钛片,喷砂酸蚀及阳极氧化钛片对成骨细胞增殖分化有更显著的促进作用。

两种钛表面对成骨细胞膜片碱性磷酸酶表达的影响

目的:研究成骨细胞膜片在两种不同改性钛表面上碱性磷酸酶(ALP)的表达。方法:原代培养SD大鼠成骨细胞,分别在阳极氧化处理钛表面(实验组)及光滑钛表面(对照组)上构建成骨细胞膜片,连续培养7d和14 d,采用ALP活性检测初步评价成骨细胞膜片在两种钛表面的成骨效应。结果:通过SD大鼠原代成骨细胞培养、纯化和鉴定,其形态学特征符合成骨细胞特性;将成骨细胞接种在两种钛表面,在第7天或第14天时实验组ALP活性均高于对照组(P<0.05),两组成骨细胞膜片第14天ALP活性均低于第7天(P<0.05)。结论:阳极氧化相对于光滑处理的钛表面而言,具有更显著的促进成骨细胞膜片成骨分化的作用。

在不同钛表面上的成骨细胞膜片的增殖变化

目的:研究不同表面钛片上成骨细胞膜片的生长增殖情况。方法:制备光滑表面钛片(对照组)和喷砂酸蚀表面钛片(实验组),把鉴定后的体外培养原代成骨细胞置两种钛片上制备成骨细胞膜片;通过电镜扫描(SEM)观察两组钛片上的成骨细胞形态及附着情况,采用CCK-8法评估两组钛片表面对成骨细胞膜片生长增殖的影响。结果:SEM可见对照组钛片表面较光滑,成骨细胞附着后多单层均匀生长,基质连接处有断裂;实验组钛片表面粗糙,形成大小不一,凹凸不平的"蜂窝状"多级微孔,细胞黏附后多层生长,基质连接紧密;CCK-8结果显示,两组膜片吸光度(OD)值随培养时间延长而增高,实验组各时间点OD值均高于对照组,除第1、3天外,其它时间点OD值比较,差异有统计学意义(P<0.05)。结论:喷砂酸蚀钛表面对成骨细胞膜片增殖促进作用明显高于光滑钛表面。

用双层辉光等离子法在钛表面制备的Ti-Pd合金层性能研究

采用双层辉光等离子冶金技术在纯钛表面制备了Ti-Pd合金层。其深度大约为90μm,Pd含量呈梯度变化,并出现了TiPd3,TiPd2,Ti2Pd3,Ti3Pd5,TiPd,Ti4Pd等6种化合物相和Pd相。合金层在100℃的NaCl饱和溶液+HCl溶液以及40℃的8.6%H2SO4溶液中的耐缝隙腐蚀性能优于Ti0.2Pd合金;在室温80%H2SO4的溶液中,腐蚀速率仅为0.682mm/a,是Ti0.2Pd合金的18.2%;在室温30%HCl的溶液中,表面Ti-Pd的腐蚀速率仅为0.004mm/a,是Ti0.2Pd合金的12.5%。

钛表面预处理对钛—瓷剪切结合强度影响的研究

目的 探讨不同的钛表面预处理对自制新型镧系低熔瓷的钛—瓷结合强度的影响 ,为自行研制钛瓷瓷粉体的临床应用奠定理论基础。方法 钛表面分别经不同粒度的Al2 O3喷砂粗化、偶联剂处理及预氧化处理 ;制作棒、盘试件 ,用压出法测试钛—瓷间的剪切结合强度 ,用扫描电子显微镜 (SEM)及电子探针 (EPMA) ,从微观和相关元素方面观察钛—瓷界面。结果 80～ 2 5 0 μm 5种不同粒度的Al2 O3喷砂处理钛表面后 ,对钛—瓷剪切结合强度无明显影响 ;自制硅偶联剂使剪切结合强度降低 ;钛表面预氧处理对剪切结合强度无明显影响。结论 镧系低熔瓷对钛表面具有良好的湿润性 ;钛金属表面硅偶联剂处理或预氧化处理是不必要的 ;在一定范围内 。

钛表面辉光等离子制备Ti-Pd合金层耐蚀性能分析

采用辉光等离子冶金技术在纯钛表面制备了Ti-Pd合金层,并对Ti-Pd合金层的耐蚀性进行了研究。结果表明:合金层在100℃的NaCl饱和溶液+HCl溶液以及40℃下8.6%H2SO4溶液中的耐缝隙腐蚀性能优于Ti-0.2Pd合金;在室温80%H2SO4的条件下,腐蚀速率仅为0.682mm/a,是Ti-0.2Pd合金的18.2%;在室温30%HCl的条件下,表面Ti-Pd的腐蚀速率仅为0.004mm/a,是Ti-0.2Pd合金的12.5%。

钛表面等离子冶金技术的研究

采用双层辉光放电产生的低温等离子体,在工业纯钛表面制备出表面钛合金,已经研究出了钛表面制备Ti-C合金和Ti-Zr合金等工艺方法。

钛表面塑性变形纳米化对MC3T3细胞黏附的影响

目的研究纯钛表面塑性变形纳米化后对小鼠成骨细胞株MC3T3细胞黏附等生物学行为的影响。方法应用塑性变形技术使纯钛表面纳米化,钛板大小10mm×10mm×1mm。未处理纯钛为对照组(n=6),塑性变形纳米化钛板为实验组(n=6)。扫描电镜观察MC3T3细胞在材料表面的黏附形态,荧光显微镜检测细胞黏附的数目,应用激光共聚焦扫描显微镜观察细胞骨架肌动蛋白的特点。结果扫描电镜下观察表明,MC3T3细胞是以多个大小不等的胞突黏附于纳米化钛板表面,细胞表现良好的伸展形态;荧光显微镜显示,细胞在纳米化钛板表面的黏附能力较表面未处理钛板明显提高(P<0.05);激光共聚焦扫描显微镜下观察发现,纳米化钛板表面结构能促进细胞骨架肌动蛋白纤维的充分铺展。结论纯钛表面塑性变形纳米化后,能明显促进MC3T3细胞在其表面的黏附和铺展,改善了纯钛的生物相容性。

纯钛表面聚吡咯涂层的表面性能研究

目的 :纯钛表面电化学聚合聚吡咯涂层并研究其表面性能。方法 :采用恒电流法以 0 .2 5mA/cm2 、1mA/cm2 、4mA/cm2 的电流密度制备两种支撑电解质Cl-和ToS-的纯钛表面聚吡咯涂层。利用SEM、表面粗糙度仪以及接触角测量仪检测涂层表面性能。结果 :随聚合电流密度增大 ,表面粗糙度 (Ra、Rz值 )和表面接触角逐渐增大 ,而表面自由能逐渐减小。在相同的聚合密度电流下 ,ToS-搀杂组的表面粗糙度 (Ra、Rz值 )、表面接触角均大于Cl-搀杂组 ;而表面自由能则小于Cl-搀杂组。结论 :聚吡咯的表面性质 ,如表面形貌、润湿性、表面自由能 ,可以通过改变搀杂离子种类和聚合电流密度来进行调整。

钛表面不同喷砂条件处理对钛/瓷结合强度的影响

目的探讨钛表面采用不同喷砂条件进行处理对钛/瓷结合强度的影响,为临床操作提供依据。方法采用50μm和250μm的Al2O3分别在0.2MPa、0.4MPa的压力下对钛表面进行喷砂粗化处理后,通过电镜观察Al2O3颗粒在钛表面残留量,并对钛表面粗糙度、钛表面接触角以及钛瓷间的结合强度进行检测,确定喷砂条件对钛/瓷结合强度的影响。结果50μm、0.4MPa组的钛试件表面的Al2O3颗粒残留较多。喷砂压力相同时,250μmAl2O3喷砂处理的钛表面粗糙度较大(P<0.05);喷砂粒度相同时,0.4MPa喷砂压力下的钛表面粗糙度较大(P<0.05)。喷砂压力相同时,250μmAl2O3喷砂处理的钛表面接触角较大(P<0.05);喷砂粒度相同时,钛表面接触角无统计学差异(P>0.05)。统计分析显示250μm、0.4MPa组的钛/瓷结合强度最大(P<0.05);50μm、0.4MPa组的钛/瓷结合强度最小(P<0.05);50μm、0.2MPa组和250μm、0.2MPa组的钛/瓷结合强度无显著差异(P>0.05)。结论在0.2MPa压力下进行喷砂处理时,采用50μm和250μm的Al2O3颗粒对钛基体进行喷砂处理均可。在0.4MPa的压力下对钛表面进行喷砂处理时应采用较大粒度的Al2O3颗粒。

钛表面电弧离子镀沉积钯膜层的研究

利用电子显微镜、X射线衍射仪、显微硬度试验机等分析手段,对采用焊接复合式靶材,在钛表面沉积出的钯膜层进行分析研究。结果表明:钯膜层具有电弧离子镀典型特征,膜层的厚度为1.2～2μm,膜层致密。提高膜层的沉积温度使膜层与基体之间生成Ti4Pd相。膜层的表面硬度约为2GPa,在膜层与基体之间由于生成了Ti4Pd相,硬度增加到2.8GPa。

钙离子注入钛表面及其微观分析

目的 研究改性后钛表面的结构和化学组成．方法 以１×１０１８， ５×１０１７ 和１×１０１７ 离子／ｃｍ２的注入量将钙离子注入到纯钛表面，并对其进行Ｘ射线光电子能谱及扫描电镜分析．结果 得到了ＸＰＳ全谱、结合能值以及扫描电镜照片，并用高斯拟合对材料表面可能存在的元素化学状态进行了分析．结论 离子注入可成功地将无机钙离子引入到纯钛材料表面，形成含有多种钙、钛氧化物的表面改性层．由该方法引入的钙在材料表面分布均匀且牢固，是一种具有应用前景的材料改性方法．

骨髓基质细胞在胞外基质涂层钛表面的黏附和铺展

背景:为模拟胞外基质对生物行为的调控功能,通常采用基质中的活性成分对钛表面进行改性,但这些单一的活性成分与天然基质仍有差距。目的:在体外观察成骨细胞自身分泌的胞外基质修饰的钛表面对骨髓基质干细胞生物学行为的影响,为进一步指导钛种植体表面的仿生构建提供实验依据。设计、时间及地点:细胞-材料学体外对照观察,于2008-12/2009-02在安徽医科大学医学生物工程实验室完成。材料:SPF级新生1～3d龄SD乳鼠2只,SD大鼠2只,由安徽省实验动物中心提供。TA2纯钛棒为宝鸡金埠钛设备有限公司产品。方法:取SD乳鼠,采用改良组织块法培养成骨细胞。取直径12mm的钛棒,加工成厚1mm纯钛片,消毒后放入24孔培养板中,用DMEM培养液将成骨细胞浓度调整为3×108L-1,取1mL/孔接种于钛片上,经过反复冻融脱去细胞留下基质,即为基质化钛片。取SD大鼠,采用全血贴壁法培养骨髓基质干细胞,取传至第3代的细胞,分为基质化钛片组、纯钛片组,用DMEM培养液将其浓度调整为1×108L-1,分别接种于基质化钛片和纯钛片上,1mL/孔。主要观察指标:通过荧光免疫组化、扫描电镜观察和MTT检测,评价两组钛片上骨髓基质细胞的早期黏附及铺展情况。结果:接种4h时与纯钛片组比较,基质化钛片组细胞黏附率显著升高(P<0.05)。接种4h后,骨髓基质干细胞在基质化钛片表面已呈现出一定的附着形态;24h后细胞呈良好的铺展形态,紧贴附于基质化钛片表面,出现伪足突起,细胞间以这种突起建立相互联系;72h后细胞充分铺展,胞体平铺面积迅速扩大。结论:胞外基质的存在能够促进骨髓基质细胞的早期黏附,并且有利于细胞的进一步铺展。

纯钛表面微弧氧化和水热处理的研究

在电压400 V下对钛试样进行微弧氧化(MAO)处理,之后再分组进行水热处理0、4、8和12 h,用扫描电镜观察试样表面形貌,内置能谱仪分析表面元素组成,X射线衍射仪分析表面的晶相,手持式粗糙度仪检测表面粗糙度。结果发现MAO处理后,试样表面出现蜂窝状的多孔结构,孔呈火山口状;其氧化膜组成主要是金红石型二氧化钛和锐钛矿型二氧化钛。水热处理的表面生成更多晶体,其组成元素主要是Ti、Ca、P和O;水热处理12 h的膜层的钙磷比与骨的接近,X射线衍射图谱也提示随水热处理时间的延长,HA生成量增多。MAO处理组前后粗糙度有统计学差异,而不同水热处理时间组,粗糙度没有统计学差异。

氨基注入钛表面及其微观分析

目的 研究氨基基团注入纯钛表面后 ,材料表面的微观结构和化学组成。方法 在室温下将氨基以每平方厘米 5× 10 1 7,1× 10 1 7和 5× 10 1 6 离子的注入剂量注入到纯钛表面 ,注入能量为 10 0keV ,离子束电流密度为 10 μA cm2 。对改性材料进行X射线光电子能谱分析 ,以研究注入后材料表面的化学成分 ,并通过扫描电镜观察材料注入前后表面物理结构的变化。结果 得到了XPS全谱、结合能值以及扫描电镜照片 ,发现注入后 ,样品表面由氧、钛、碳、氮元素组成 ,用高斯拟合对材料表面可能存在的元素化学状态进行了分析。扫描电镜结果发现材料表面结构在注入前后未发生明显变化。结论 氨基基团注入可成功地将有机氨基基团引入到纯钛材料表面 ,形成以TiN为主的含钛、氨基化合物的改性层。

化学处理制备多孔钛表面磷灰石涂层

本文中采用化学方法制备多孔钛表面磷灰石涂层。多孔钛样品经HCl+H2 SO4 混合溶液及NaOH水溶液处理后 ,表面形成氧化钛及钛酸钠层。在过饱和Ca P溶液中浸泡一段时间 ,磷灰石涂层沉积到多孔钛的表面。涂层由片状的垂直于金属表面的磷灰石和OCP结晶组成 ,不含CO3基团。涂层的Ca P比约为 1 4 6左右 ,小于羟基磷灰石的Ca P化学计量比。涂层厚度约 5 0 μm ,涂层后多孔钛的最大孔径约为 15 0 μm ,可以满足临床使用要求。