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        α-磷酸三鈣/α-半水硫酸鈣復(fù)合骨水泥的制備及力載荷下的性能研究*

        2021-06-07 07:02:44宋亞萍連小潔高志鵬侯丁煜
        功能材料 2021年5期
        關(guān)鍵詞:凝固時(shí)間水化復(fù)合材料

        宋亞萍,連小潔,2,高志鵬,2,侯丁煜,黃 棣,2,魏 延,2

        (1. 太原理工大學(xué) 生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院生物醫(yī)學(xué)工程系,納米生物材料與再生醫(yī)學(xué)研究中心,太原 030024;2. 太原理工大學(xué) 生物醫(yī)學(xué)工程研究所,材料強(qiáng)度與結(jié)構(gòu)沖擊山西省重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室,太原 030024)

        0 引 言

        在人體中,骨骼除了支撐人體外,還可以保護(hù)內(nèi)部器官;貯存礦物質(zhì);在運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)中傳遞力。在日常生活中,衰老、感染、腫瘤、創(chuàng)傷、骨髓炎手術(shù)清創(chuàng)以及先天性疾病都可能導(dǎo)致骨組織的結(jié)構(gòu)完整性受到一定的破壞,臨床上稱為骨缺損。

        目前,骨缺損有很多類型,例如骨折,臨床手術(shù)中保守的治療方法為對(duì)受損部位通過(guò)石膏、夾板、支具等進(jìn)行固定,手術(shù)治療方法為鋼板固定、經(jīng)皮穿針等,研究表明,保守的治療方法無(wú)法滿足患者對(duì)骨功能修復(fù)的要求,手術(shù)治療方法會(huì)引起相應(yīng)的并發(fā)癥[1]。再如骨不連,人體組織自身的修復(fù)潛能無(wú)法保證受損骨可進(jìn)行局部骨誘導(dǎo)生成新骨,且會(huì)在一定程度上引起炎癥流膿,從而產(chǎn)生積液,臨床上需要進(jìn)行骨移植治療[2]。最大程度減輕病人的痛苦,減少手術(shù)創(chuàng)傷,減少手術(shù)并發(fā)癥的幾率至關(guān)重要[3]。

        對(duì)骨折引起的骨移位及骨裂縫,難以自我愈合的骨不連,制備一種骨黏合劑來(lái)輔助治療效果更佳,既可固定骨折,也可以減少甚至避免鋼板等金屬材料的植入[4],暫時(shí)填補(bǔ)骨缺損帶來(lái)的組織空缺,減少機(jī)體由于處于不穩(wěn)定環(huán)境下而采取的一系列過(guò)激的保護(hù)措施,減少引發(fā)炎癥的概率,除此之外,還可以通過(guò)載藥誘導(dǎo)受損骨兩端骨細(xì)胞長(zhǎng)入骨黏合劑,并分泌有關(guān)物質(zhì)使其降解,從而完成骨重建。因此找到一種較為安全的骨黏結(jié)劑,使用注射器將其注射到缺損部位,實(shí)現(xiàn)微創(chuàng)修復(fù)就成了骨缺損患者的福音[5]。

        本文研究旨在找到一種可降解性骨修復(fù)材料,在不影響骨的正常形態(tài)的情況下,填補(bǔ)骨缺損,一來(lái)減少炎癥的發(fā)生,二來(lái)作為缺損部位骨細(xì)胞長(zhǎng)入的支架,在骨重建的過(guò)程中逐漸降解。

        人體骨在納米結(jié)構(gòu)上由無(wú)機(jī)物質(zhì)羥基磷灰石(hydroxyapatite, HA)晶體與有機(jī)蛋白(糖蛋白、膠原蛋白、蛋白多糖)按一定的比例組合而成,HA的含量決定了骨的力學(xué)強(qiáng)度[6]。為使新骨與原本骨結(jié)構(gòu)相似,骨黏合劑應(yīng)為與HA結(jié)構(gòu)相似的物質(zhì)從而更好的模擬人體骨結(jié)構(gòu)。HA晶型屬于六方晶系,在晶粒生長(zhǎng)過(guò)程中沿a、c軸的方向生長(zhǎng)或隨機(jī)生長(zhǎng)其晶體形態(tài)不同,目前研究發(fā)現(xiàn),其沿c軸生長(zhǎng)的晶體形貌為板片狀,各性能也與人體內(nèi)HA更為相似[7-9]。

        研究表明,磷酸鈣骨水泥(calcium phosphatecement,CPC)水化產(chǎn)物可逐步轉(zhuǎn)化為HA[10],具有良好的生物相容性、生物安全性、自固化性、可塑性、可降解性、可載藥性[11-12],因此磷酸鈣骨水泥更適合作為骨黏合劑來(lái)修復(fù)骨缺損。磷酸鈣骨水泥是由α-TCP、β-磷酸三鈣(β-tricalcium phosphate,β-TCP)、磷酸氫鈣(dicalcium phosphatedehydrate,DCPD)、無(wú)水磷酸氫鈣(dicalcium phosphate anhydrate,DCPA)、磷酸四鈣(tetricalcium phosphate,TTCP)等兩種及兩種以上磷酸鈣鹽,由檸檬酸、生理鹽水、磷酸二氫鈉等固化液混合后形成的骨黏合劑[13]。其中磷酸三鈣(TCP)是一種重要的可吸收磷酸鈣生物材料,是磷酸鈣的中間相。TCP 由于其優(yōu)異的骨傳導(dǎo)性和生物降解性,已被用作骨替代物的理想候選物、生物可降解復(fù)合材料的無(wú)機(jī)填充物、評(píng)價(jià)細(xì)胞接種有效性、增殖、成骨分化的基質(zhì)、刺激骨愈合和骨生成的骨生長(zhǎng)因子的載體、藥物載體、發(fā)光材料和催化劑[14]。

        α-TCP是目前臨床上理想的骨修復(fù)材料之一[15],鈣磷比接近1.5,在與水混合后可以進(jìn)行鈣磷原子重排獲得鈣磷比為1.67的羥基磷灰石,但其降解速度慢于新骨形成的速度[16],如果應(yīng)用于臨床,可能會(huì)影響骨缺損的愈合。

        為加快α-TCP的降解速度,本文將其與具有一定生物相容性和生物降解性,且降解速度將快的α-半水硫酸鈣(α-calcium sulfate hemihydrate, α-CSH)復(fù)合,并模擬人骨受力狀態(tài),對(duì)其凝固時(shí)間、靜態(tài)力學(xué)性能、動(dòng)態(tài)力學(xué)性能、降解性能以及生物相容性進(jìn)行了研究。

        1 材料和方法

        1.1 材料

        1.1.1 α-TCP的制備

        α-TCP以碳酸鈣(CaCO3),磷酸(H3PO4),氫氧化鈣(Ca(OH)2)為原料,按式(1)~(3)制備得到磷酸三鈣(Ca3(PO4)2)后,經(jīng)程序控溫高溫煅燒至1400℃后獲得,程序控溫升溫步驟如圖1所示。

        圖1 程序控溫升溫步驟Fig 1 Programmed temperature control step

        CaCO3+2H3PO4→Ca(H2PO4)2+H2O+CO2↑

        (1)

        Ca(H2PO4)2+Ca(OH)2→2CaHPO4+2H2O

        (2)

        2CaHPO4+CaCO3→Ca3(PO4)2+H2O+CO2↑

        (3)

        1.1.2 α-CSH的制備

        α-CSH以二水硫酸鈣(calciumsulphate dehydrate, CSD)為原料,經(jīng)水熱合成法獲得,將CSD置于立式壓力蒸汽滅菌器中(LDZF-30KB-Ⅱ,上海申安醫(yī)療器械廠),溫度設(shè)為127 ℃,滅菌9 h,后置于烘箱中2 h即可獲得α-CSH。

        1.1.3 固化液的制備

        固化液為2.5%(質(zhì)量分?jǐn)?shù))的磷酸氫二鈉(sodium hydrogen phosphate, Na2HPO4)溶液,有研究表明,將Na2HPO4作為固化液,在降解過(guò)程中可致孔[17]。

        1.2 α-TCP/α-CSH的制備

        復(fù)合材料以α-TCP為主要占質(zhì)量比材料(占比分別為100%,95%,90%,85%,80%,75%)與α-CSH在攪拌器皿中混合后,按液固比(L/S)0.4 mL/g加入固化液,攪拌均勻,倒入模具,待其凝固后脫模,分別制備骨水泥柱與骨水泥粒用于力學(xué)性能與降解性能的研究,樣品尺寸如圖2。

        圖2 樣品尺寸Fig 2 Size of samples

        1.3 凝固時(shí)間的測(cè)定

        凝固時(shí)間的測(cè)定選擇φ10 mm×15 mm的圓柱形模具,混合材料總質(zhì)量為3 g,加入固化液攪拌均勻后倒入模具,用攪拌勺加壓去除內(nèi)部氣泡并保證材料兩端平整,置于空氣中,利用維卡儀測(cè)定其凝固時(shí)間,α-TCP占比不同的材料每組設(shè)有5個(gè)平行試樣。

        1.4 靜態(tài)力學(xué)性能的測(cè)定

        將制備的φ10 mm×15 mm的骨水泥柱置于空氣中一周后,用砂紙將柱狀材料兩底面打磨光滑平整,利用萬(wàn)能材料試驗(yàn)機(jī)(INSTRON5544,英斯特朗公司)對(duì)其加載,采用位移控制的方式,設(shè)定其加載速度為1 mm/min,記錄其最大抗壓力,α-TCP占比不同的材料每組設(shè)有4個(gè)平行試樣。

        1.5 動(dòng)態(tài)力學(xué)性能的測(cè)定

        將制備的φ10 mm×15 mm的骨水泥柱,置于空氣中一周后,用砂紙將材料打磨光滑平整,利用萬(wàn)能材料試驗(yàn)機(jī)對(duì)其進(jìn)行動(dòng)態(tài)循環(huán)加載,加載方式模擬人行走時(shí)膝蓋受力的波形圖,加載方式通過(guò)軟件Bluehill Universal設(shè)定,由于α-TCP占比不同會(huì)影響其抗壓強(qiáng)度,所以設(shè)置動(dòng)態(tài)循環(huán)加載峰值時(shí)需參考靜態(tài)力學(xué)性能測(cè)試中的結(jié)果,α-TCP占比不同的材料每組設(shè)有五個(gè)平行試樣。

        1.6 掃描電子顯微鏡表征

        掃描電子顯微鏡(SEM)(JSM-7100F,日本電子株式會(huì)社)表征測(cè)試選擇φ5 mm×3 mm的骨水泥粒,小粒在空氣中放置一周后進(jìn)行SEM試驗(yàn)。觀察其表面形貌。

        1.7 降解試驗(yàn)

        降解實(shí)驗(yàn)同樣采用φ5 mm×3 mm的骨水泥粒,α-TCP占比不同的材料每組設(shè)有八個(gè)平行試樣,以PBS緩沖液為降解液,利用集熱式恒溫加熱磁力攪拌器(DF-101SZ,鞏義市科瑞儀器有限公司)對(duì)其進(jìn)行恒溫振蕩(90 r/min),測(cè)試時(shí)間為12周,分別對(duì)2、4、6、8、10、12周的結(jié)果進(jìn)行分析,以材料失重率的形式顯示,計(jì)算失重率后對(duì)材料進(jìn)行SEM觀察。

        動(dòng)態(tài)加載實(shí)驗(yàn)中的材料亦做降解實(shí)驗(yàn),實(shí)驗(yàn)方式同上。

        1.8 X射線衍射分析

        將降解2周的復(fù)合材料靜置,待干燥后通過(guò)X射線衍射儀(DX-2700BH,丹東浩元儀器有限公司),設(shè)置步寬角度為0.05°對(duì)材料成分進(jìn)行分析。

        1.9 細(xì)胞增殖檢測(cè)

        細(xì)胞實(shí)驗(yàn)以CCK-8實(shí)驗(yàn)為主。α-TCP占比不同的材料每組設(shè)有4個(gè)平行試樣,一共3組,置于3個(gè)96孔板中。首先將培養(yǎng)好的細(xì)胞稀釋至2.5×105個(gè)/mL,制成細(xì)胞懸液,每個(gè)材料上加200 μL細(xì)胞懸液,分別培養(yǎng)2、4、6天,則細(xì)胞可接種于96孔板的材料上,之后將培養(yǎng)2、4、6天的96孔板分別取出,在每個(gè)比例材料中加入10 μL的CCK-8,繼續(xù)培養(yǎng)4 h,最后將150 μL的上清液移入新的96孔板,將上清液振蕩后放入酶標(biāo)儀,在450 nm處測(cè)試其吸光度。最終結(jié)果通過(guò)觀察細(xì)胞培養(yǎng)上清液的吸光度顯示。

        2 結(jié)果與討論

        2.1 凝固時(shí)間

        骨水泥的最佳凝固時(shí)間為5~30 min,若時(shí)間過(guò)短,在材料注射過(guò)程中材料就會(huì)凝固在注射管內(nèi);若時(shí)間過(guò)長(zhǎng),當(dāng)材料到達(dá)骨缺損部位后短時(shí)間內(nèi)難以塑形,可能會(huì)引起受損部位感染。由骨水泥的凝固時(shí)間結(jié)果柱狀圖(圖3)可得,當(dāng)α-TCP占比為100%時(shí),平均凝固時(shí)間為36 min左右,相比骨水泥最佳凝固時(shí)間過(guò)長(zhǎng);α-TCP占比為95%時(shí),平均凝固時(shí)間為7min左右;α-TCP占比為90%、85%時(shí),其平均凝固時(shí)間在10min左右,較為適中;α-TCP占比為80%,75%時(shí),凝固時(shí)間﹤5min,相比骨水泥最佳凝固時(shí)間過(guò)短。

        圖3 不同比例的復(fù)合骨水泥的平均凝固時(shí)間Fig 3 Average setting time of composite bone cement with different proportion

        2.2 靜態(tài)力學(xué)測(cè)試

        對(duì)材料進(jìn)行靜態(tài)力學(xué)測(cè)試旨在檢測(cè)材料在注射入人體后所能承受的最大壓強(qiáng),由結(jié)果柱狀圖4(a)可得,當(dāng)α-TCP占比為95%時(shí),其可承受最大的壓強(qiáng)為2.7MPa,其次為α-TCP占比為85%的復(fù)合材料。因此,材料的力學(xué)性能適用于非負(fù)重區(qū)的骨修復(fù)。

        圖4 靜態(tài)力學(xué)測(cè)試與動(dòng)態(tài)力學(xué)測(cè)試Fig 4 Static mechanics test and dynamic mechanics test: (a) compressive strength of composite bone cement with different proportions under static loading; (b) dynamic loading waveform of different proportion composite bone cement

        2.3 動(dòng)態(tài)力學(xué)測(cè)試

        對(duì)α-TCP占比不同的復(fù)合材料進(jìn)行循環(huán)加載,加載波形及大小如圖4(b)所示,此波形可近似模擬人站立行走時(shí)脛骨關(guān)節(jié)所受的力[18]。由于α-TCP占比不同,其在靜態(tài)載荷下可承受的最大壓力不同,在動(dòng)態(tài)載荷下可承受的壓力也不同,所以對(duì)不同的材料設(shè)計(jì)的波形壓力最大值也不同。其中α-TCP占比為95%的復(fù)合材料可承受壓力的峰值最大,可達(dá)200N,α-TCP占比為100%的復(fù)合材料可承受壓力的峰值最小。

        2.4 降解實(shí)驗(yàn)

        圖5(a)為不同比例未加載復(fù)合材料降解失重率對(duì)比圖,降解時(shí)間為12周。對(duì)于未加載的復(fù)合材料,其在降解實(shí)驗(yàn)中,當(dāng)α-TCP占比為75%時(shí),材料發(fā)生質(zhì)量損失,當(dāng)α-TCP占比為80%、85%、90%、95%、100%時(shí),材料幾乎沒(méi)有失重。但相比而言,失重率在上下波動(dòng),說(shuō)明復(fù)合材料一方面進(jìn)行降解,一方面發(fā)生水化,其水化過(guò)程主要是α-CSH作為非均勻形核的基底引起的磷酸三鈣晶體形成。在PBS緩沖液的作用下復(fù)合材料吸收其鈣磷原子發(fā)生原子重排,使HA晶體得以生長(zhǎng),降解過(guò)程與水化過(guò)程發(fā)生動(dòng)態(tài)協(xié)調(diào)。但當(dāng)α-CSH含量過(guò)多時(shí),在液體環(huán)境中易發(fā)生潰散,導(dǎo)致復(fù)合材料發(fā)生質(zhì)量損失。

        圖5(b)為不同比例復(fù)合材料在未加載及加載動(dòng)態(tài)載荷情況下降解兩周的失重率對(duì)比。當(dāng)材料經(jīng)過(guò)動(dòng)態(tài)加載以后,復(fù)合材料的失重率相比未加載增大,說(shuō)明動(dòng)態(tài)載荷會(huì)影響材料的降解,使降解速度加快。

        圖5 降解失重率對(duì)比Fig 5 Comparison of degradation weight loss rate: (a) comparison of degradation weight loss rate of unloaded composites with different proportion; (b) comparison of weight loss rate of different proportion composites under unloaded and dynamic loading after 2 weeks

        2.5 掃描電鏡表征

        圖6為未加載荷的復(fù)合材料電鏡形貌圖。圖6(a)~(f)分別為α-TCP占比為100%、95%、90%、85%、80%、75%的復(fù)合骨水泥材料降解0、6、12周的形貌圖。在降解0周時(shí),復(fù)合材料均為無(wú)規(guī)則狀,在發(fā)生降解后,復(fù)合材料SEM表征為板片狀結(jié)構(gòu),說(shuō)明復(fù)合材料在降解過(guò)程中,晶體沿六方晶系中c軸進(jìn)行生長(zhǎng)[9-11],逐漸形成人體內(nèi)HA晶體結(jié)構(gòu),與降解實(shí)驗(yàn)中材料的失重率結(jié)果形成呼應(yīng),表明材料在降解過(guò)程中以α-CSH為基,發(fā)生了水化。

        圖6 未加載荷復(fù)合材料降解0、6、12周形貌圖Fig 6 Characterization of 0, 6, 12 weeks degradation of unloaded composites

        2.6 X射線衍射結(jié)果

        圖7為復(fù)合材料在降解兩周后的XRD譜圖。由標(biāo)準(zhǔn)卡可知,HA的特征衍射峰主要出現(xiàn)在2θ=25.86°,28.93°,31.75°,32.17°,34.05°,46.68°,50.49°,53.17°,α-TCP的特征衍射峰主要出現(xiàn)在2θ=27.76°,31.02°,34.37°,46.98°,52.94°。由圖可知復(fù)合材料在降解過(guò)程中,始終有α-TCP的衍射峰,說(shuō)明α-TCP可部分水化形成HA。當(dāng)α-TCP占比為100%、90%時(shí),復(fù)合材料的XRD譜圖中HA的最高衍射峰較弱,說(shuō)明材料呈弱結(jié)晶狀態(tài),當(dāng)α-TCP占比為85%時(shí),HA的衍射峰出現(xiàn)頻率最高,隨著α-CSH含量增加,復(fù)合材料的衍射峰數(shù)量減少,峰值也有所減弱,說(shuō)明α-CSH的加入增大了鈣磷比例,使得材料更易向HA轉(zhuǎn)化。

        圖7 復(fù)合材料的XRD譜圖Fig 7 XRD patterns of composite materials

        2.7 CCK-8實(shí)驗(yàn)結(jié)果

        實(shí)驗(yàn)結(jié)果以材料吸光度(圖7)顯示,培養(yǎng)液吸光度增加,則細(xì)胞增殖。如圖7所示,材料在接種細(xì)胞培養(yǎng)2、4、6天后,培養(yǎng)液的吸光度逐漸增加,說(shuō)明細(xì)胞處于增殖的狀態(tài),證明復(fù)合材料生物相容性良好,但α-TCP占不同比例的復(fù)合骨水泥材料其吸光度并無(wú)顯著性差異。

        圖8 不同比例復(fù)合骨水泥細(xì)胞吸光度對(duì)比Fig 8 Comparison of cell absorbance of different proportion of composite bone cement

        3 結(jié)論

        由凝固時(shí)間實(shí)驗(yàn)可知,α-TCP占比為95%、90%、85%的復(fù)合材料降解時(shí)間在5~30 min,滿足骨水泥最佳凝固時(shí)間的要求。在靜態(tài)加載與動(dòng)態(tài)循環(huán)加載實(shí)驗(yàn)中,可承受壓力最大的材料α-TCP占比為95%,其可承受最大靜態(tài)壓強(qiáng)為2.7 MPa。在降解實(shí)驗(yàn)中,本實(shí)驗(yàn)認(rèn)為材料的增重是磷酸鈣的水化過(guò)程與硫酸鈣降解過(guò)程的不斷協(xié)調(diào)平衡導(dǎo)致的,α-TCP以α-CSH為基從外到內(nèi)進(jìn)行層層降解并水化,內(nèi)部的水化對(duì)于Ca、P原子的攝取來(lái)自于上一層復(fù)合材料以及PBS緩沖液中的Ca、P原子,導(dǎo)致了材料表面的晶體不斷生長(zhǎng),形態(tài)不斷改變,最終出現(xiàn)板狀纏結(jié)晶體結(jié)構(gòu)。在XRD衍射分析中可知,α-TCP在降解水化的過(guò)程中會(huì)部分轉(zhuǎn)化為HA,當(dāng)α-TCP占比為85%時(shí),HA的衍射峰出現(xiàn)頻率最高。在細(xì)胞吸光度的檢測(cè)中可以看出,復(fù)合材料都是生物相容性良好的材料。

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