一、外科植入物用新型TAMZ合金的生物学性能(Ⅲ)（论文文献综述）
张素杰[1]（2021）在《脊柱固定系统用Ti-Mo-O合金力学性能和生物相容性研究》文中提出钛合金由于其高的比强度、低的弹性模量、优良的耐蚀性以及良好的生物相容性等性能特点已经在生物医用领域取得了广泛的应用和关注。相比于目前广泛使用的（α+β）型Ti-6Al-4V合金,β型钛合金的模量更低、生物相容性更好,然而变形方式为应力诱发?″马氏体相变或{332}<113>孪生时,其自身低的屈服强度限制了该类型合金作为骨科植入物的应用。当合金用作脊柱固定系统连接棒材料时,除了需要考虑上述性能外,还需考虑其回弹性能,具有较低回弹的连接棒有助于医生顺利的完成手术。具有相变和变形方式多样性的β型钛合金为大范围调控回弹性能提供了可能,然而相关研究还比较少。考虑到“Mo当量”和固溶强化这两个因素,本文以Ti-7.5Mo-x O、Ti-10Mo-x O和Ti-15Mo-x O（x=0.1%-0.5%,mass%）合金作为研究对象,分析了Mo/O元素对合金相组成和塑性变形方式的影响。利用三点弯曲实验测试了合金的模量、强度和回弹性能,并综合相组成和塑性变形方式对模量和强度的影响,进一步探究了其对回弹率的影响规律。并且,通过合金表面小鼠成骨样细胞（MC3T3-E1）的黏附、增殖、碱性磷酸酶（ALP）活性和细胞外基质矿化状况调查了上述合金的生物相容性。基于得到的回弹和生物相容性结果,评价上述合金作为脊柱固定系统用连接棒的适用性。结果表明,相同O含量下,随着Mo含量的增加,合金由针状?″马氏体转变为等轴β相,且淬火ω相含量先增加后减少;其塑性变形方式由应力诱发?″马氏体相变向{332}<113>孪生和位错滑移转变。相同Mo含量下,随着O含量的增加,上述合金的相稳定性也逐渐增加,从而使得塑性变形过程中应力诱发?″马氏体相变和{332}<113>孪生受到抑制。相较于Ti-7.5Mo-x O和Ti-15Mo-x O合金,Ti-10Mo-x O合金中存在更多的淬火ω相,该合金表现出最高的弯曲模量和弯曲屈服强度。O含量的增加引起的淬火ω相的减少及其自身导致的固溶强化作用,使得合金的弯曲模量基本保持不变;然而合金的弯曲屈服强度在变形方式的转变和固溶强化耦合作用下逐渐增加。合金的回弹率随Mo含量的增加先减小后增加,与弯曲模量变化趋势相反,此时其回弹率主要取决于模量;而随着O含量的增加,回弹率逐渐增加,与弯曲屈服强度变化趋势相同,此时其主要取决于强度。体外细胞实验结果表明,随着培养时间的增加,Ti-Mo-O合金表面的细胞黏附和铺展面积均显着增大,细胞增殖数目也逐渐增多,表明该类型合金具有较高的细胞黏附和增殖能力。成骨诱导培养7天和14天后,上述合金均保持了较高的ALP活性水平,且均没有在合金表面检测出明显的矿盐沉积。Ti-Mo-O合金由于表面形成稳定的TiO2和MoO2氧化膜而表现出良好的生物相容性。
魏永杰[2]（2021）在《医用金属表面微纳复合结构涂层的制备与应用研究》文中指出3D打印钛（Ti）植入物具有出色的机械性能和良好的生物相容性,金属钽（Ta）具有优异的抗疲劳特性和化学稳定性,在生物医学领域引起了广泛关注。然而,它们都是生物惰性材料,在植入物和天然骨之间缺乏骨整合,迫切需要表面改性来改善种植体的表面形貌或化学成分以促进骨整合。本论文主要围绕选择性激光快速成型（SLM）医用钛合金Ti-6Al-4V（TC4）表面功能化展开研究,重点探索表面改性工艺对涂层生长特性、表面形貌、亲疏水性等的调控规律,以及仿生矿化机理模型和促成骨作用。具体而言:（1）通过微弧氧化和水热法在3D打印TC4表面制备了掺锶（Sr）的二氧化钛陶瓷涂层。涂层内部疏松多孔,并且含有生物活性元素Ca、P、Sr等,结合力高达39.4N,具有良好的耐腐蚀性。在模拟体液（SBF）中浸泡5天后,能明显诱导磷灰石沉积,磷灰石主要由Ca（33.24 wt%）、P（16.95 wt%）和O（49.25 wt%）组成,钙磷比为1.69,接近羟基磷灰石（HA）理论比值1.67。涂层的超亲水性（接触角从56°减小到9.6°）是影响磷灰石形成的主要原因,这是因为,与相同接触角和曲率半径的平面相比,微纳复合结构能吸收更多体积的SBF（第3章）。（2）经过化学蚀刻和电化学阳极氧化,在3D打印TC4表面形成类似于生物矿化基质表面形态的仿生SrTiO3/TiO2异质结构。具体而言,首先在60℃条件下将TC4片置于盐酸和氯化钙混合溶液中12h形成微米凹坑,随后在含0.3wt%氟化铵和2vol%去离子水的乙二醇溶液中阳极氧化20min生成纳米管,最后采用原位水热法引入功能离子Sr（4.22at%）。SrTiO3纳米管具有较大的比表面积和粗糙度、良好的亲水性（7.6°）、粘附强度（10.51N）和耐腐蚀性（-0.32V）。涂层的羟基官能化表面有助于促进磷灰石的形核与生长,钙和磷从涂层释放到SBF中会导致样品附近溶液过饱和,从而加速磷灰石沉淀,展现出良好的生物矿化能力（第4章）。（3）基于微弧氧化和水热处理在纯钽表面制备“皮质状”掺锌（1.35±0.3wt%）陶瓷涂层。电解液由0.03M葡萄糖酸钙、0.01Mβ-甘油磷酸二钠和0.02M葡萄糖酸锌组成。表面粗糙度（Ra）从钽的0.137μm增加到蠕虫状涂层的1.884μm,并以受控且持续的方式释放Ca、P和Zn离子。与此同时,涂层表现出高结合力（18.9N）、优异的耐腐蚀性和磷灰石诱导能力,具有出色的生物活性。氧化物在电解质中的选择性溶解是“皮质状”微纳复合结构形成的关键,这也是与微弧氧化经典“火山口状”形貌的本质区别（第5章）。综上所述,通过调控3D打印功率、电解液组成、电参数等实现了三种微纳复合结构涂层的构建,其优异生物活性可能会在整形外科植入物中开辟潜在的应用。本文所揭示的微纳复合结构形成机制,微量功能元素的引入和生物活性的改善为金属表面功能化改性提供借鉴和依据,具有重要的理论价值和推广意义。
吴淑宁[3]（2020）在《生物医用Ti-12Mo-3Nb合金变形行为的研究》文中研究表明随着经济的发展和人们对生活质量要求的提高,越来越多的人对肢体矫正和器官替换有需求,生物医用金属材料最适合用来替代损坏的硬组织,主要的金属生物材料是医用不锈钢,钴基合金,钛及其合金。医用不锈钢、钴基合金和传统钛合金存在细胞毒副作用和严重的致敏性等生物学问题,而且其较高的弹性模量会带来“应力屏蔽”效应,而β钛合金弹性模量低,具有良好的生物相容性,成为目前生物医用钛合金研究的热点。因此,本课题选择β型Ti-12Mo-3Nb合金为研究对象,研究Ti-12Mo-3Nb合金的高温变形行为和板材的组织性能及其变形行为。高温热压缩实验结果表明,流变应力在热变形过程中受变形参数影响较大,随着变形温度升高和应变速率的降低而降低。热加工图的分析结果表明:功率耗散效率随着变形温度的上升、应变速率的降低和应变的增加,呈升高趋势,最佳热加工条件为900°C和0.01s-1。动态再结晶的组织演变过程可以用修正的Avrami公式模型来进行分析,动态再结晶动力学曲线的分析表明:在应变达到临界应变εc之前,动态再结晶不发生,动态再结晶启动后,动态再结晶晶粒的体积分数随着应变的增加而增加。在特定的应变下,动态再结晶晶粒的体积分数随着应变速率的升高和变形温度的降低而减少。变形参数对合金变形组织的影响可以归结为:在动态再结晶结束之前,细小的再结晶晶粒随着应变速率的降低和变形温度的升高而增多。当动态再结晶完成之后,变形温度的升高以及变形速率降低均使再结晶晶粒长大。局部流变是热加工过程中发生流变失稳的原因。合金在高温变形过程中发生晶界滑移,变形机理为动态回复和不连续动态再结晶。根据热模拟的实验结果,确定最优的变形温度和应变速率,然后进行多步热变形,实验结果表明:随着变形道次增加,动态再结晶的程度增加。根据多步热变形的实验结果确定板材的轧制道次,进而制定最终的轧制工艺参数,最后,对板材进行组织观察、力学性能测试和变形行为分析。实验结果表明:74.7%变形量Ti-12Mo-3Nb合金原始板材和固溶处理后相结构为单一β相,组织为单一的等轴晶,合金原始板材中存在织构。显微硬度测试显示74.7%变形量原始板材的硬度值要高于固溶处理后的硬度值,拉伸性能测试显示固溶处理后74.7%变形量Ti-12Mo-3Nb合金板材塑性大大提升,断裂强度和屈服强度均下降,弹性模量相差不大。原始合金断口板材有解理台阶和河流花样以及少量的韧窝和撕裂棱,其室温拉伸断裂为准解理断裂,固溶处理后合金断口全为韧窝,固溶处理后合金的断裂为微孔聚集型韧性断裂。56.5%变形量板材固溶处理后的显微组织为单一的β等轴晶,相结构为单一的β相。在压缩变形过程中,变形量较小时,Ti-12Mo-3Nb合金以滑移的方式进行变形,没有孪生,随着变形量的增加,开始出现孪晶和α’’马氏体,最终以滑移、应力诱发α’’马氏体相变和孪生混合的方式进行变形。在弯曲变形过程中,位移量比较小时,Ti-12Mo-3Nb合金在变形过程中只有滑移,随着位移量增加,变形方式是滑移为主,同时伴有孪生。
赵维康[4]（2020）在《骨科新型镁合金（Mg-1.5Sn-xZn）材料制备、生物活性及抗菌性研究》文中研究说明近年来,骨骼创伤频发导致市场对镁合金可降解骨科植入材料的开发需求日渐迫切。针对骨科植入手术时常受感染、炎症多发困扰的问题,人们对骨科植入材料更好的生物活性、可降解特性、一定的抗菌性能均需要纳入新材料的设计范围。为了解决这些问题,我们设计了含有多项生物学活性的基于镁的含锌锡合金。镁基合金继承镁的优秀的特性,包括镁作为人体体内的必须元素,对人体完全无毒无害;具有质量轻、压缩屈服强度和弹性模量更接近皮质骨的特点,可以在提供足够的力学支持的同时减少在植入骨后所产生的应力遮挡。然而,由于金属镁的降解速度快,作为骨科内固定材料,难以维持其足够长时间的力学强度;我们引入高固溶度的锌元素与锡元素进行合金化,使得新的镁基合金的力学性能得到进一步的改善。锌和锡元素能优化合金成分,相比于镁,能避免强烈的电偶腐蚀效应,从而大幅度降低了合金的降解速度。本文是在合作团队前期对Mg-xSn（x:1,1.5,2,3）研究的基础上[1],选择了选择结构更加稳定,降解速率最低的Mg-1.5Sn材料为基础,通过添加Zn元素（1%-4%）来进一步改善镁合金的性能。本文设计开发了一种具有生物活性的抗菌型可降解Mg-Zn-Sn骨科植入材料。通过引入高固溶度的Zn、Sn元素进行合金化以改善镁的力学性能;通过成分优化避免强烈的电偶腐蚀效应,从而大幅度降低了镁的降解速度;研究开发Zn、Sn元素合金化后的促成骨活性和抗菌特性等生物功能,使其在降解的过程中同时促进新骨的生长,发挥抗菌功能以预防感染,使受损的骨组织得以快速治愈并修复。对合成的Mg-1.5Sn-xZn合金材料,在PBS下研究了其降解特性,在体外筛选的基础上,对材料进行进一步的研究;进行体外安全性实验,进行生物活性、体内生物安全性、抗炎抗菌实验研究。然后做成临床上可以使用的螺钉样件,植入动物体内模拟研究其临床运用过程中的各项性能。该合金研究成功后希望解决目前骨科植入材料临床上面临的愈合期长、二次手术和炎症频发等问题。
李兴平[5]（2020）在《钛表面载铜抗菌功能膜制备及性能研究》文中研究表明目的:鉴于铜离子对革兰氏阳性和阴性菌均具有良好的抗菌性,本研究将携载不同浓度铜离子的聚乳酸薄膜涂覆于钛植入体表面,制备表面具有抗菌功能的钛植入体。为解决临床面临的植入物感染问题提供参考方法。方法:将具有一定粘度且无毒可降解的聚乳酸高分子材料,溶于二氯甲烷中,加入不同浓度铜离子,制备含铜的聚乳酸溶液。使用提拉浸渍法在钛表面制备含不同浓度铜离子的聚乳酸薄膜。分为以下五组:A组:空白对照组、B组:纯聚乳酸膜组、C组:0.1 mg/mL铜离子/聚乳酸膜组、D组:0.5 mg/mL铜离子/聚乳酸膜组、E组:1.0 mg/mL铜离子/聚乳酸膜组。利用扫描电镜（SEM）观察钛片表面形貌;通过体外抑菌实验检测其抗菌性能:将金黄色葡萄球菌（SA）及大肠杆菌（EC）与各组钛片样品共培养,采用活死细菌染色法及显微镜下计数法观察细菌的存活情况并计算细菌存活率。通过细胞学实验检测其生物学相容性:将兔骨髓间充质干细胞（rBMSCs）与各组钛片样品及经过DMEM浸泡6小时后的各组钛片样品分别在DEAM中共培养7天,并采用CCK-8试剂盒检测各组细胞的存活情况,铜离子检测试剂盒检测不同时间点的铜离子含量,评价各组钛片样品铜离子释放情况对细胞增殖能力的影响;采用碱性磷酸酶（ALP）试剂盒检测各组ALP的表达;通过荧光定量PCR方法检测OSX、OPN、ALP、OCN等与细胞成骨分化相关的基因表达,探讨铜离子浓度对细胞成骨分化的影响。结果:电镜扫描结果可知A组表面粗糙,未见颗粒附着。B、C、D、E组钛片有薄膜附着,且C、D、E组高倍电镜下可见薄膜中均匀分布着直径约100 nm的铜颗粒,且钛片表面铜颗粒密度随着浸渍铜离子浓度的增加而增加;钛片表面铜离子的释放量以E组最高,D、C次之,表明铜离子释放量与浸渍铜离子含量呈正相关性。体外抑菌实验发现:A组与未载铜的B组比较,细菌菌落生长差异不大,表明聚乳酸不具备抗菌性。但与负载不同浓度铜离子钛片样品的各组（C、D、E组）比较,载铜组对细菌杀灭作用显着,由C到E材料表面附着菌落数依次减少,表明随着钛片表面功能膜中铜离子含量增加,对细菌的杀灭作用逐步加强。活死细菌染色法及显微镜下计数结果均显示,大肠杆菌及金黄色葡萄球菌的存活率随着铜离子含量的增加而减少,以A、B组活细菌数量最多,其后按照C、D、E组依次减少。CCK-8检测结果表明,兔骨髓间充质干细胞与各组载铜聚乳酸膜钛片样品共培养后的结果为:C组细胞增殖能力最强,随后依次为B、A、D、E组;与经DMEM浸泡6小时后的各组载铜聚乳酸膜钛片样品共培养后的结果为:C组仍为最佳,其后依次为D、B、E、A组,由此仍能得出铜离子聚乳酸溶液中铜离子含量为0.1 mg/mL时,共培养的rBMSCs存活的数量最多。ALP检测结果显示,分别将各组钛片样品与rBMSCs共同培养7、14天后,不论是各组载铜聚乳酸膜钛片样品经过DMEM浸泡,还是未经过DMEM浸泡6小时,C组都表现出了最高的ALP活性（P<0.05）,在未浸泡组,ALP表达由高到低依次为B、D、A、E组（P<0.05）,在浸泡组,则变成了D、E、B、A组（P<0.05）,说明各组钛片样品中载铜离子含量在1 mg/mL时碱性磷酸酶的活性最高;荧光定量PCR检测结果显示,OSX、OPN、ALP及OCN等成骨相关基因都有不同程度的表达,各个基因在A、B、C、D、E五组间的表达均呈一种趋势,即都在C组的表达量最高（P<0.05）,在未浸泡组,PCR表达由高到低依次为B、D、A、E组,在浸泡组,则变成了D、E、B、A组,且各个组间基因表达量的差异均有统计学意义（P<0.05）。结论:通过在钛表面制备载铜功能膜,成功制备了具有抗菌功能的钛植入体。随着浸渍铜离子浓度的增加（0.1 mg/mL1.0 mg/mL）,钛表面对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌的抗菌能力增强。当铜离子浓度为0.1 mg/mL时,其促细胞增殖及成骨分化能力最强,但杀菌能力相对较弱;当铜离子浓度为1.0 mg/mL时,其杀菌能力最强,DMEM浸泡6小时后无细胞毒性,且能促进细胞成骨分化。因此,在钛片表面添加铜离子浓度为1.0 mg/mL时,不仅能赋予植入体表面抗菌性能还有利于细胞成骨分化。
张海军[6]（2020）在《第一原理研究有限温度下β钛合金的弹性性质》文中研究指明钛及钛合金因其优异的生物相容性、高比强度、低弹性模量和耐腐蚀性等特点,被广泛应用在生物医用领域。Ti-6Al-4V、Ti-5Al-2.5Fe和Ti-6Al-7Nb等早期生物医用钛合金一方面含有Al、V等毒性元素,另一方面其弹性模量远高于人体骨骼。此类合金植入物与骨骼之间弹性模量过大的差异,将会使应力载荷集中在植入物,而造成骨吸收,产生“应力屏蔽”现象。新型β钛合金作为第三代生物医用钛合金,在除无金属毒性之外,还普遍具有更低的弹性模量,可以有效避免“应力屏蔽”。Nb是新型β钛合金中重要的掺入元素,因此系统的研究Ti-Nb合金的稳定性和弹性性质至关重要。第一性原理方法可以精确地模拟计算0K下材料的弹性性质。然而,实验上弹性性质的测量都是在有限温度下进行。这使得是弹性模量理论计算值与实验测量值之间存在误差。精确计算有限温度下钛合金的弹性模量至关重要。针对这一现状,在本工作中,我们采用了第一原理结合准简谐近似（QHA）和第一性原理分子动力学（AIMD）的方法计算了温度对Ti-Nb合金弹性性质的影响。此外,还研究了不同Nb含量下,Ti-Nb合金的相稳定性及弹性性质。我们首先用第一性原理结合特殊准无序结构模型和相干势近似的方法对比研究了无序β-Ti-Nb合金的形成焓和弹性性质随Nb原子含量的变化,并分析其弹性稳定性以及局域晶格畸变的影响。研究结果表明:随Nb含量增加,无序β-Ti-Nb合金的晶格常数增加,弹性常数C11和C12增大,C44减小,杨氏模量的最小值从<100>方向转移到<111>方向,剪切模量则相反。当温度低于200K时,体心立方Ti与Nb不能互溶;当温度高于400K时,体心立方Ti与Nb在整个成分区间内互溶。EMTO-CPA的结果表明在630K以下,β-Ti1-xNbx合金出现相分解。当Nb含量低于约30at.%时,β-Ti1-xNbxBCC结构不稳定,VASP-SQS计算得到的局域晶格畸变显着增加,使得考虑原子弛豫的合金自由能及弹性常数随Nb含量的变化偏离正常趋势。AIMD方法已被用来计算超硬材料如TiN等的有限温度弹性模量,但AIMD计算得到的应力随MD时间步振荡,使其在计算较“软”金属的弹性模量时具有不确定性。为验证AIMD计算较“软”金属有限温度下弹性模量的可靠性,我们采用AIMD和QHA的方法对Al的弹性性质随温度的变化做了测试计算。测试计算结果表明:通过选取恰当的应变张量和应变大小,AIMD和QHA计算的弹性常数和弹性模量随温度的升高近似线性降低,计算结果与实验值符合较好。体积热膨胀效应在温度对面心立方Al的弹性常数的影响中起到了最大的贡献（75%-80%）,晶格振动效应则次之（20%-25%）,电子温度效应可以忽略不计。直到临近熔点,A1依然满足Born弹性稳定性判据。在达到平衡条件后,AIMD的弹性常数计算对时间步数不敏感。采用AIMD及QHA方法研究了温度对体心立方纯钛的弹性性质的影响。计算结果表明:通过选取恰当的应变张量和应变大小,AIMD计算得到的弹性常数与实验值更为接近。室温下,BCC-Ti具有弹性不稳定性,即,C11-C12小于0,随温度的升高,Cii升高而C12降低。在温度达到955 K时,C11超过C12,BCC-Ti弹性稳定。临近熔点时,C11和C12急剧下降。C44总是随温度升高而降低。晶格振动贡献是BCC-Ti随温度升高逐渐达到弹性稳定性的关键因素。体模量随温度升高而降低,临近熔点降低速率加快;剪切模量和杨氏模量从室温到相变点随温度升高而增加,之后保持不变,临近熔点快速降低。研究了温度对体心立方Ti-50at.%Nb的弹性性质的影响。计算结果表明:随温度升高,弹性常数C11和C12降低,C44升高。热膨胀效应和晶格振动对C11和C12的贡献最大,晶格振动和电子温度效应对C44的升高起到主要作用。体模量随温度升高而降低,温度贡献从大到小依次为热膨胀效应>晶格振动效应>电子温度效应。剪切模量和杨氏模量都随温度升高而增加,晶格振动效应和电子温度效应起到了主要的作用。Ti-50at.%Nb总满足弹性稳定性,C11-C12和C44随温度升高而升高,C11+2C12降低。
陶会发,陈令杰,王树军,刘茵琪[7]（2019）在《外科植入物用钛合金研究现状及发展趋势》文中指出外科植入物对于钛合金的需求量近几年来呈现出快速增长阶段,对于植入物用钛合金的研究显得日益重要。本文主要从植入物用钛合金弹性模量、损伤容限和钛合金的表面改性技术进这三个方面阐述了植入物用钛合金的发展过程,分析了我国当前对植入物用钛合金研究、生产现状基于此提出了植入物用钛合金未来的发展趋势及方向。
谢辉[8]（2019）在《新型多孔钽金属的制备及在股骨头坏死治疗中的应用》文中研究表明股骨头坏死是骨科尚未解决的难题,发病率逐年提高,致残率较高;尤其当股骨头坏死病变进展到中晚期,伴随股骨头软骨下微骨折及骨量的缺失,将导致股骨头塌陷,退变将不可逆。在保留股骨头手术方案中,骨科医生需要对即将失去完整结构、塌陷的股骨头进行修复及重建。传统经典的方法是采用自体带或不带血运髂骨或游离腓骨进行移植修复,但仍存在修复后生物力学强度不够及分布不均,再次塌陷不可避免。随着生物组织工程技术进步及新型生物材料研究的发展,有望为股骨头坏死后保髋治疗提供新的方式。基于组织工程技术三大要素,理想的骨组织工程支架材料应该具有以下特征:（1）具备稳定化学特征及良好的生物相容性,与组织体液无炎症反应:（2）支架材料具有与骨结构类似的力学性能,从而避免应力遮挡,特别是在弹性模量上与相应骨组织（0.01～30 GPa）越接近越好,同时具有足够的生物力学强度;（3）在空间结构上与骨组织类似,可为种子细胞提供有利的生长空间和物质交换场所。目前常用医用生物金属材料面临弹性模量高、孔隙率低、接触面摩擦系数低、易出现应力遮挡,造成宿主骨相应骨折及内植入物失效等问题。多孔钽金属（Porous tantalum）具有类似骨小梁结构,平均孔径在400～600μm之间,整体孔隙率为75%～85%,弹性模量与人体皮质骨结构相近,能更好地减少植入后应力遮挡,有利于骨重建及塑形。其相关产品在临床得到广泛应用,并取得了良好临床效果。但多孔钽金属材料制备技术被垄断,应用价格高昂,因而实现多孔钽金属国产化势在必行。本研究以多孔碳化硅材料为支架,应用化学气相沉积技术,制备新型多孔钽金属材料,并进行初步的生物性评价;开展了多孔钽金属材料复合骨髓基质干细胞修复骨坏死的实验研究,并在临床对股骨头坏死患者进行治疗,综合评价新型多孔钽金属的生物学特性及在股骨头坏死治疗中的临床疗效,具体内容如下:1.以多孔碳化硅为支架材料应用化学气相沉积（Chemical Vapor Deposition,CVD）技术将钽金属沉积在其表面形成国产新型多孔钽金属材料,采用超景深三维数字显微系统观察碳化硅支架材料在涂层前后表面金属形态特征,及扫描电镜和EDX能谱分析确定钽金属涂层厚度及钽元素能谱分析证实新型多孔钽金属制备工艺,成功制备出新型国产多孔钽金属。制备过程证实了最佳的氢气流量为150mL/min,最佳基体反应温度为900℃,沉积时间为10小时。采用化学气象沉积技术能够将钽金属均匀沉积到多孔碳化硅支架孔隙表面,涂层与碳化硅基体的结合力良好。新型多孔钽金属不仅具备理想的孔隙率率及三维互通的网状结构,有具有与骨组织相匹配的力学性能。2.通过原代提取兔骨髓基质干细胞（BMSCs）进行分离、培养,应用流式细胞检测仪检测细胞表面CD45、CD44及CD34蛋白,进行BMSCs特异性抗原鉴定。分别将BMSCs与钽金属浸提液、正常培养基及多孔钽金属材料共培养7天,分别观察1、3、5、7天细胞生长、增殖曲线,发现1、3、5天三组间无明显差异,7天时钽金属共培养组高于其他两组,具有统计学意义。采用MTT法测定三组间细胞生长、增殖情况,反映多孔钽金属具有良好的细胞相容性。应用扫描电镜观察BMSCs在多孔钽金属支架材料上粘附、生长及增值情况,联合培养至第7d,相邻细胞间突触交织融合,粘附爬行相互连接,多孔钽金属表面完全被细胞所覆盖,并可见多孔钽金属孔隙内部充满细胞,并分泌基质覆盖在材料表面。另外将多孔钽切割制作成直径为0.5cm、长0.7cm大小的圆片状,植入兔背部筋膜及肌肉处,观察多孔钽植入后与周围结缔组织纤维相容性。12周后,发现多孔钽被结缔组织包围,局部没有红肿、破溃、流脓等炎症反应和肿瘤形成。Van Gieson染色结果表明,皮下植入的多孔钽完全整合到结缔组织中,无免疫排斥反应。证实了新型多孔钽支架材料具有良好体内体外生物相容性,进而可为下一步进行骨植入提供可靠的理论基础。3.针对BMSCs具有向成骨细胞转化的潜力和特性,体外培养骨髓基质干细胞结合多孔钽形成复合体,植入兔股骨坏死区域,观察其改善成骨以及骨修复的情况。首先通过体外实验我们采用骨髓基质干细胞分别与多孔碳化硅、多孔钛金属和自制新型多孔钽金属共同培养,7天培养后与多孔钽支架组的细胞增殖均高于Ti合金和SiC支架组（P<0.05）;通过细胞的成骨诱导,并经茜素红染色和碱性磷酸酶钴钙法染色进一步验证了所提取、培养的细胞符合干细胞具有成骨分化的特性;将骨髓基质干细胞与多孔钽支架复合培养,细胞数量随着复合培养的天数也不断增加。两周后,可荧光定量PCR检测到多孔钽金属复合培养组的骨钙素、骨桥蛋白表达增高,证实了多孔钽金属具有一定促进骨生成作用;在体内实验中,制备成激素型骨坏死模型并多孔钽金属及复合细胞后植入修复骨坏死,进行植入物周围骨组织免疫组织化学染色,结果显示两组间骨组织内均有不同程度的BMP-2和VEGF表达,在骨髓、微血管周围及周围骨组织内可见黄褐色颗粒,其中多孔钽金属联合BMSCs组深染,表达较明显,12周时强烈表达,多孔钽金属联合BMSCs组明显高于对照组,有明显差异,具有统计学意义（P<0.05）;硬组织切片结果显示在单纯植入多孔钽12周后,多孔钽的孔隙几乎全部被新生的类骨质所填充,多孔钽联合BMSCs共培养组,可见再生的骨小梁（红色）在多孔钽的内部。通过此次试验再次证明了新型多孔钽金属具有良好的生物相容性,符合骨植入材料的基本要求;动物试验结果表明多孔钽金属联合骨髓基质干细胞修复骨坏死取得了良好的效果,可为治疗中晚期骨坏死提供一些思路和选择。4.应用新型多孔钽棒复合骨髓基质干细胞联合带血管蒂髂骨瓣转移方法对青壮年股骨头缺血性坏死病人进行了保留股骨头的手术治疗,在明确骨髓基质干细胞具有促成骨作用,多孔钽金属棒具有诱导骨生长及生物力学支撑的情况下,研究联合带血管蒂髂骨瓣转移治疗股骨头坏死,对中晚期的年轻股骨头坏死病人进行了治疗,取得了满意的疗效,研究结果发现新型多孔钽棒复合骨髓基质干细胞联合带血管蒂髂骨瓣转移有效的清除了股骨头内坏死骨,促进了股骨头内新骨再生,提供了可靠的血供及生物力学支撑,预防塌陷的进一步发生,并且不增加手术的并发症。
于振涛,余森,程军,麻西群[9]（2017）在《新型医用钛合金材料的研发和应用现状》文中研究说明医用钛合金材料已成为骨科、齿科和心血管等植介入物或器械用主要原材料,但要满足患者临床治疗的长效安全性和功能性,医用钛合金材料的生物及力学相容性仍有待提高。无论是开发新型高强度、低模量等综合性能优良的新型医用钛合金材料,还是立足对传统医用钛合金材料性能的优化升级,确保医用钛合金材料的均质化、高性能、多功能和低成本是扩大其临床应用的基础和关键。本文从医用钛合金材料合金设计、物理冶金、材料加工、组织与性能、表面改性、先进制造及临床应用等诸方面进行综述,并介绍了作者研发团队的最新进展,展望了未来发展趋势及待解决的问题。
于振涛,张明华,余森,刘春潮,汶斌斌,张亚峰[10]（2012）在《中国医疗器械用钛合金材料研发、生产与应用现状分析》文中认为生物医用钛合金材料已成为全球外科植入物及矫形器械产品生产所需的主要原材料。本文综述了我国生物医用钛合金材料及制品的研发、生产及其在生物医学工程领域的应用现状,分析了现有生物医用钛合金材料及制品在科研、生产、应用等方面存在的问题和不足,指出了未来生物医用钛合金材料及制品的发展方向和应用目标。
二、外科植入物用新型TAMZ合金的生物学性能(Ⅲ)（论文开题报告）
（1）论文研究背景及目的
此处内容要求：
首先简单简介论文所研究问题的基本概念和背景，再而简单明了地指出论文所要研究解决的具体问题，并提出你的论文准备的观点或解决方法。
写法范例：
本文主要提出一款精简64位RISC处理器存储管理单元结构并详细分析其设计过程。在该MMU结构中,TLB采用叁个分离的TLB,TLB采用基于内容查找的相联存储器并行查找,支持粗粒度为64KB和细粒度为4KB两种页面大小,采用多级分层页表结构映射地址空间,并详细论述了四级页表转换过程,TLB结构组织等。该MMU结构将作为该处理器存储系统实现的一个重要组成部分。
（2）本文研究方法
调查法：该方法是有目的、有系统的搜集有关研究对象的具体信息。
观察法：用自己的感官和辅助工具直接观察研究对象从而得到有关信息。
实验法：通过主支变革、控制研究对象来发现与确认事物间的因果关系。
文献研究法：通过调查文献来获得资料，从而全面的、正确的了解掌握研究方法。
实证研究法：依据现有的科学理论和实践的需要提出设计。
定性分析法：对研究对象进行“质”的方面的研究，这个方法需要计算的数据较少。
定量分析法：通过具体的数字，使人们对研究对象的认识进一步精确化。
跨学科研究法：运用多学科的理论、方法和成果从整体上对某一课题进行研究。
功能分析法：这是社会科学用来分析社会现象的一种方法，从某一功能出发研究多个方面的影响。
模拟法：通过创设一个与原型相似的模型来间接研究原型某种特性的一种形容方法。
三、外科植入物用新型TAMZ合金的生物学性能(Ⅲ)（论文提纲范文）
（1）脊柱固定系统用Ti-Mo-O合金力学性能和生物相容性研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 1 绪论 |
| 1.1 生物医用钛合金的应用及发展 |
| 1.2 β型钛合金相变和变形方式多样性 |
| 1.2.1 相变多样性 |
| 1.2.2 变形方式多样性 |
| 1.3 脊柱固定用钛合金的研究现状和存在的问题 |
| 1.4 研究目的和研究内容 |
| 2 实验材料及方法 |
| 2.1 实验材料制备 |
| 2.2 微观组织表征 |
| 2.3 力学性能和回弹率测试 |
| 2.4 生物相容性分析 |
| 3 Ti-Mo-O合金的组织性能及其回弹行为 |
| 3.1 合金的金相组织和相组成 |
| 3.2 合金的弯曲力学性能 |
| 3.3 相组成和塑性变形方式对回弹行为的影响 |
| 3.4 本章小结 |
| 4 Ti-Mo-O合金的体外生物学性能 |
| 4.1 合金的表面氧化膜分析 |
| 4.2 合金表面细胞黏附和增殖 |
| 4.3 合金表面细胞ALP活性和细胞外基质矿化 |
| 4.4 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间发表学术论文情况 |
| 致谢 |
（2）医用金属表面微纳复合结构涂层的制备与应用研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 生物材料 |
| 1.2 生物医用金属材料 |
| 1.3 金属表面改性常用方法 |
| 1.4 骨整合效率的影响规律 |
| 1.4.1 表面拓扑结构 |
| 1.4.2 微纳复合结构的构建方法 |
| 1.4.3 表面化学性质 |
| 1.5 微弧氧化技术的基本理论和工艺 |
| 1.5.1 微弧氧化机理 |
| 1.5.2 微弧氧化技术研究现状 |
| 1.5.3 微弧氧化与阳极氧化的对比 |
| 1.5.4 微弧氧化技术现存问题与医用金属材料发展趋势 |
| 1.6 微量元素的生物学功能 |
| 1.6.1 元素锶(Sr)的成骨功能 |
| 1.6.2 元素锌(Zn)的抗菌功能 |
| 1.7 本论文的研究内容和意义 |
| 1.7.1 本论文的研究内容 |
| 1.7.2 本论文的研究意义 |
| 第2章 实验材料与研究方法 |
| 2.1 实验材料与设备 |
| 2.1.1 实验材料及试剂 |
| 2.1.2 实验仪器与设备 |
| 2.2 实验方法与设备 |
| 2.2.1 Di-Metal280型选择性激光熔化设备 |
| 2.2.2 WHD-20型多功能双极性微弧氧化电源 |
| 2.2.3 实验技术线路图 |
| 2.2.4 MS-1003D型直流电源 |
| 2.3 陶瓷膜层的组织结构与成分分析 |
| 2.4 本章结论 |
| 第3章 钛合金表面锶功能化微纳复合结构陶瓷涂层的制备与表征 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验流程 |
| 3.3 实验结果 |
| 3.3.1 表面形貌与粗糙度 |
| 3.3.2 涂层结合力 |
| 3.3.3 EDS和离子释放行为分析 |
| 3.3.4 膜层的相组成 |
| 3.3.5 化学态分析 |
| 3.3.6 电化学特性和亲水性 |
| 3.3.7 生物矿化行为 |
| 3.4 本章结论 |
| 第4章 3D打印TC4表面微纳复合结构钛酸锶纳米管的制备与表征 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验流程 |
| 4.3 实验结果 |
| 4.3.1 表面形貌与元素含量分析 |
| 4.3.2 粗糙度和结合力 |
| 4.3.3 相结构和化学态 |
| 4.3.4 抗腐蚀性分析 |
| 4.3.5 亲水性分析 |
| 4.3.6 涂层生物学特性分析 |
| 4.4 本章结论 |
| 第5章 纯钽表面“皮质状”微纳复合结构涂层的制备与表征 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验流程 |
| 5.3 实验结果 |
| 5.3.1 表面形态分析 |
| 5.3.2 EDS和横截面分析 |
| 5.3.3 水热处理和亲水性分析 |
| 5.3.4 粗糙度和结合力分析 |
| 5.3.5 物相和化学状态分析 |
| 5.3.6 耐腐蚀性和离子释放行为 |
| 5.3.7 体外生物活性评估 |
| 5.3.8 “皮质状”陶瓷涂层的形成机理 |
| 5.4 本章结论 |
| 第6章 结论与展望 |
| 参考文献 |
| 作者简介及在学期间所取得的科研成果 |
| 致谢 |
（3）生物医用Ti-12Mo-3Nb合金变形行为的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 课题研究目的和意义 |
| 1.2 生物医用钛合金国内外研究现状 |
| 1.2.1 生物医用钛合金的发展过程 |
| 1.2.2 Ti-Mo基合金国内外研究进展 |
| 1.3 β型钛合金的热变形特点 |
| 1.4 β型钛合金的变形方式 |
| 1.5 课题主要研究内容 |
| 第2章 实验材料及方法 |
| 2.1 合金材料的制备 |
| 2.1.1 合金铸锭的制备 |
| 2.1.2 合金板材的轧制 |
| 2.1.3 板材的热处理 |
| 2.2 实验方案和分析测试方法 |
| 2.2.1 光学显微组织观察和分析 |
| 2.2.2 X射线衍射分析(XRD) |
| 2.2.3 合金高温变形热物理模拟实验 |
| 2.2.4 电子背散射衍射分析(EBSD) |
| 2.2.5 扫描电子显微镜分析(SEM) |
| 2.2.6 Ti-12Mo-3Nb合金室温拉伸实验 |
| 2.2.7 Ti-12Mo-3Nb合金室温压缩实验 |
| 2.2.8 Ti-12Mo-3Nb合金三点抗弯性能测试 |
| 第3章 Ti-12Mo-3Nb合金高温变形行为的研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 Ti-12Mo-3Nb合金铸态显微组织表征 |
| 3.3 变形参数对Ti-12Mo-3Nb合金流变应力的影响 |
| 3.3.1 变形温度对Ti-12Mo-3Nb合金流变应力的影响 |
| 3.3.2 变形速率对Ti-12Mo-3Nb合金流变应力的影响 |
| 3.3.3 Ti-12Mo-3Nb合金热激活能的计算 |
| 3.3.4 Ti-12Mo-3Nb合金本构方程的建立 |
| 3.4 热加工图的绘制 |
| 3.5 DRX体积分数的动力学模型 |
| 3.6 Ti-12Mo-3Nb合金热变形组织表征和机理分析 |
| 3.6.1 变形参数对Ti-12Mo-3Nb合金变形组织的影响 |
| 3.6.2 Ti-12Mo-3Nb合金变形组织的EBSD表征 |
| 3.6.3 Ti-12Mo-3Nb合金高温变形机理分析 |
| 3.7 本章小结 |
| 第4章 Ti-12Mo-3Nb合金板材制备及组织性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 多道次热变形对Ti-12Mo-3Nb合金显微组织的影响 |
| 4.3 板材的轧制工艺 |
| 4.4 74.7%变形量合金板材组织性能和变形行为研究 |
| 4.4.1 合金板材显微组织观察和相分析 |
| 4.4.2 合金原始板材变形组织的EBSD表征 |
| 4.4.3 合金板材显微硬度和拉伸性能测试 |
| 4.4.4 合金板材拉伸断口分析 |
| 4.5 56.5%变形量合金板材组织性能和变形行为研究 |
| 4.5.1 合金板材显微组织观察和相分析 |
| 4.5.2 压缩变形行为的研究 |
| 4.5.3 抗弯变形行为的研究 |
| 4.6 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
（4）骨科新型镁合金（Mg-1.5Sn-xZn）材料制备、生物活性及抗菌性研究（论文提纲范文）
| 英汉缩写名词对照 |
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 前言 |
| 第一部分 镁合金(Mg-1.5Sn-xZn)材料的合成,表征与降解 |
| 1 引言 |
| 2 技术路线 |
| 3 实验方法 |
| 4 实验结果与讨论 |
| 5 小结 |
| 第二部分 镁合金(Mg-1.5Sn-xZn)材料的体内降解与生物安全性 |
| 1 引言 |
| 2 技术路线 |
| 3 实验方法 |
| 4 实验结果与讨论 |
| 5 小结 |
| 第三部分 镁合金(Mg-1.5Sn-xZn)材料对骨髓间充质干细胞的生物活性 |
| 1 引言 |
| 2 技术路线 |
| 3 实验方法 |
| 4 实验结果与讨论 |
| 5 小结 |
| 第四部分 镁合金(Mg-1.5Sn-xZn)材料对免疫系统的影响 |
| 1 引言 |
| 2 技术路线 |
| 3 实验方法 |
| 4 实验结果与讨论 |
| 5 小结 |
| 第五部分 镁合金(Mg-1.5Sn-xZn)材料的抗菌性能 |
| 1 引言 |
| 2 技术路线 |
| 3 实验方法 |
| 4 实验结果与讨论 |
| 5 小结 |
| 第六部分 镁合金(Mg-1.5Sn-xZn)螺钉的体内实验 |
| 1 引言 |
| 2 技术路线 |
| 3镁合金螺钉体内实验 |
| 4 实验结果与讨论 |
| 5 小结 |
| 文献综述 可降解镁合金生物材料体外腐蚀试验研究综述 |
| 本文结论 |
| 参考文献 |
| 附录 |
| 致谢 |
| 攻读博士期间发表论文情况 |
| 攻读博士期间参与科研情况 |
（5）钛表面载铜抗菌功能膜制备及性能研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 前言 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 参考文献 |
| 英汉缩略词对照表 |
| 铜离子抗菌及钛合金载铜的研究进展(综述) |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间发表论文情况 |
| 致谢 |
（6）第一原理研究有限温度下β钛合金的弹性性质（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 生物医用钛合金 |
| 1.2.1 钛及钛合金简介 |
| 1.2.2 生物医用钛合金的发展 |
| 1.3 β及近β生物医用钛合金弹性性质的研究现状 |
| 1.3.1 β及近β生物医用钛合金弹性性质的实验研究 |
| 1.3.2 β及近β生物医用钛合金弹性性质的理论研究 |
| 1.4 有限温度下弹性性质的计算研究 |
| 1.5 β本课题拟开展的工作 |
| 第2章 计算基本理论 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 DFT方法 |
| 2.2.1 薛定谔方程 |
| 2.2.2 密度泛函理论 |
| 2.2.3 交换关联泛函 |
| 2.3 第一原理VASP软件简介 |
| 2.3.1 平面波基组和K点取样 |
| 2.3.2 赝势方法 |
| 2.3.3 自洽计算 |
| 2.3.4 第一原理对力的描述 |
| 2.4 第一原理计算弹性常数 |
| 2.4.1 0K下弹性常数的计算 |
| 2.4.2 有限温度下弹性常数的计算 |
| 第3章 β-Ti-Nb合金相分解及0K下弹性性质 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 计算参数设置及计算模型 |
| 3.2.1 VASP计算细节 |
| 3.2.2 SQS构型 |
| 3.3 计算结果 |
| 3.3.1 晶格常数 |
| 3.3.2 形成焓 |
| 3.3.3 弹性常数 |
| 3.4 讨论 |
| 3.4.1 弹性各向异性 |
| 3.4.2 杨氏模量和剪切模量 |
| 3.4.3 弹性稳定性 |
| 3.4.4 局域晶格畸变 |
| 3.5 本章小结 |
| 第4章 纯Al弹性性质随温度的变化 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 计算方法及参数设置 |
| 4.3 计算结果 |
| 4.3.1 热膨胀 |
| 4.3.2 应力震荡与误差分析 |
| 4.3.3 弹性常数 |
| 4.4 讨论 |
| 4.4.1 温度对弹性常数贡献的分解 |
| 4.4.2 弹性稳定性 |
| 4.4.3 多晶弹性模量 |
| 4.5 本章小结 |
| 第5章 β-Ti弹性性质随温度的变化 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 计算方法及参数设置 |
| 5.3 计算结果 |
| 5.3.1 热膨胀 |
| 5.3.2 应力震荡与误差分析 |
| 5.3.3 弹性常数 |
| 5.4 讨论 |
| 5.4.1 温度对弹性常数贡献的分解 |
| 5.4.2 多晶弹性模量 |
| 5.4.3 弹性稳定性 |
| 5.4.4 Cauchy压力 |
| 5.5 本章小结 |
| 第6章 β-Ti-50 at.%Nb合金弹性性质随温度的变化 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 计算方法及参数设置 |
| 6.3 计算结果 |
| 6.3.1 热膨胀 |
| 6.3.2 弹性常数 |
| 6.4 讨论 |
| 6.4.1 温度对弹性常数贡献的分解 |
| 6.4.2 多晶弹性模量 |
| 6.4.3 弹性稳定性 |
| 6.4.4 Cauchy压力 |
| 6.5 本章小结 |
| 第7章 结论 |
| 参考文献 |
| 在读期间发表的学术论文与取得的其他研究成果 |
| 致谢 |
（7）外科植入物用钛合金研究现状及发展趋势（论文提纲范文）
| 一、钛合金植入物发展及研究现状 |
| （一）钛合金植入物发展过程 |
| （二）钛合金植入物研究现状 |
| 1、低弹性模量钛合金植入物的研究 |
| 2、高损伤容限钛合金植入物的研究 |
| 3、提升钛合金植入物生物相容性的表面改性研究 |
| 二、钛合金植入物国内现状 |
| （一）我国对钛合金植入物的研发推广能力 |
| （二）我国对钛合金植入物的生产加工能力。 |
| 三、钛合金植入物研究发展趋势及方向 |
（8）新型多孔钽金属的制备及在股骨头坏死治疗中的应用（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 主要符号表 |
| 1 绪论 |
| 1.1 研究背景及意义 |
| 1.2 国内外相关工作研究进展 |
| 1.2.1 多孔钽金属在骨科中的应用 |
| 1.2.2 多孔钽金属材料的制备 |
| 1.2.3 股骨头坏死发病机制与病因 |
| 1.2.4 股骨头坏死的分期 |
| 1.2.5 股骨头坏死的治疗 |
| 1.3 本文主要研究思路 |
| 1.3.1 选题依据 |
| 1.3.2 研究内容 |
| 1.3.3 主要研究内容技术路线图 |
| 2 新型多孔钽金属材料的制备与表征 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验材料与设备 |
| 2.2.1 实验材料 |
| 2.2.2 实验设备 |
| 2.3 试验方法 |
| 2.4 性能检测 |
| 2.4.1 不同H_2流量下样品表面显微分析 |
| 2.4.2 扫描电镜显微分析 |
| 2.4.3 超景深三维数字显微系统表征 |
| 2.4.4 SEM测量涂层厚度及EDX能谱分析表征 |
| 2.4.5 X射线衍射(XRD)分析表征 |
| 2.4.6 力学性能分析 |
| 2.4.7 涂层与基体结合力测定 |
| 2.5 结果 |
| 2.5.1 不同H2流量下样品表面显微形貌 |
| 2.5.2 多孔钽生物形貌观察 |
| 2.5.3 超景深三维数字显微系统观测 |
| 2.5.4 SEM测量涂层厚度及EDX能谱分析 |
| 2.5.5 X射线衍射(XRD)分析 |
| 2.5.6 多孔钽金属材料的力学性能 |
| 2.5.7 涂层与基体结合力 |
| 2.6 讨论 |
| 2.7 小结 |
| 3 新型多孔钽金属材料初步生物相容性评价 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 材料与仪器 |
| 3.2.1 实验动物 |
| 3.2.2 主要实验仪器和试剂 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 多孔钽材料制备及消毒 |
| 3.3.2 实验动物分组及模型制备 |
| 3.3.3 兔BMSCs培养及鉴定 |
| 3.3.4 BMSCs与多孔钽支架材料共培养及分组 |
| 3.3.5 MTT法检测各组细胞生长及增殖情况 |
| 3.3.6 扫描电镜观察兔BMSCs在新型多孔钽生长增殖情况 |
| 3.3.7 多孔钽支架材料体内组织相容性观察 |
| 3.4 结果 |
| 3.4.1 多孔钽支架材料的观察 |
| 3.4.2 骨髓基质干细胞的形态特征观察及鉴定 |
| 3.4.3 BMSCs与多孔钽材料支架共培养后形态特征观察 |
| 3.4.4 MTT法检测多孔钽支架材料对BMSCs生长、增殖的影响 |
| 3.4.5 通过电镜扫描观察BMSCs在多孔钽支架材料上粘附生长情况 |
| 3.4.6 体内相容性观察 |
| 3.5 讨论 |
| 3.6 小结 |
| 4 新型多孔钽金属复合骨髓基质干细胞修复骨坏死的实验研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 材料与仪器 |
| 4.2.1 实验动物 |
| 4.2.2 主要试剂与仪器 |
| 4.3 体外实验 |
| 4.3.1 兔成骨细胞的定向诱导与鉴定 |
| 4.3.2 BMSCs与支架材料共培养及分组 |
| 4.3.3 MTT法检测各组细胞生长及增殖情况 |
| 4.3.4 BMSCs的绿色荧光蛋白(GFP)染色 |
| 4.3.5 成骨细胞基因PCR检测 |
| 4.4 体内试验 |
| 4.4.1 实验动物分组及对照设计 |
| 4.4.2 麻醉方法 |
| 4.4.3 激素性骨坏死动物模型的建立 |
| 4.4.4 植入手术方式 |
| 4.4.5 取材与硬组织切片 |
| 4.4.6 免疫组织化学分析 |
| 4.4.7 硬组织切片 |
| 4.4.8 推出实验 |
| 4.5 统计学处理 |
| 4.6 实验结果 |
| 4.6.1 成骨细胞的形态特征观察 |
| 4.6.2 成骨细胞的鉴定 |
| 4.6.3 MTT法检测各组骨髓基质干细胞生长增殖情况 |
| 4.6.4 骨髓基质干细胞绿色荧光蛋白(GFP)染色 |
| 4.6.5 PCR检测成骨基因 |
| 4.6.6 激素性兔股骨髁坏死模型的评估 |
| 4.6.7 手术过程及术后观察 |
| 4.6.8 免疫组织化学染色 |
| 4.6.9 硬组织切片 |
| 4.6.10 推出实验 |
| 4.7 讨论 |
| 4.8 小结 |
| 5 新型多孔钽金属棒复合骨髓基质干细胞联合带血管蒂髂骨瓣转移治疗股骨头坏死的临床研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 研究对象 |
| 5.3 评估工具 |
| 5.3.1 双髋关节正位X线片 |
| 5.3.2 髋关节Harris评分 |
| 5.3.3 视觉模拟评分VAS量表 |
| 5.3.4 三维步态测量与分析 |
| 5.4 方法 |
| 5.4.1 新型多孔钽金属棒的设计 |
| 5.4.2 骨髓基质干细胞提取与培养 |
| 5.4.3 手术技术 |
| 5.4.4 术后处理和随访 |
| 5.4.5 双髋关节正位X线片 |
| 5.4.6 髋关节Harris评分 |
| 5.4.7 视觉模拟评分VAS量表的计分方法 |
| 5.4.8 统计学分析 |
| 5.5 结果 |
| 5.6 典型病例 |
| 5.7 讨论 |
| 5.8 小结 |
| 6 结论与展望 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 创新点 |
| 6.3 展望 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间科研项目及科研成果 |
| 致谢 |
| 作者简介 |
（9）新型医用钛合金材料的研发和应用现状（论文提纲范文）
| 1 合金化设计及新型合金材料开发 |
| 1.1 医用钛合金材料的研发概述 |
| 1.2 医用钛合金化设计及开发 |
| 1.2.1 医用钛合金化选材设计 |
| 1.2.2 医用钛合金化设计方法概述 |
| 1.2.3 新型医用钛合金的开发 |
| 2 合金物理冶金学研究 |
| 2.1 钛合金物理冶金学研究概述 |
| 2.1.1 钛合金的熔炼技术 |
| 2.1.2 钛合金的凝固行为 |
| 2.1.3 钛合金冶金缺陷形成及分析 |
| 2.2 部分医用钛合金的物理冶金新进展 |
| 2.2.1 生物医用Ti-Ta合金 |
| 2.2.2 生物医用Ti-Nb-Ta-Zr合金 |
| 2.2.3 抗菌用Ti-Cu合金 |
| 2.2.4 口腔用Ti-Zr系钛合金 |
| 2.2.5 牙种植体用Ti-Nb系钛合金 |
| 3 合金加工制备、微观组织与力学性能研究 |
| 3.1 医用钛合金材料的加工制备 |
| 3.1.1 医用钛合金材料加工制备技术概述 |
| 3.1.2 医用钛合金材料的先进加工制备研究 |
| 3.2 生物医用钛合金的显微组织与力学性能控制 |
| 4 应用研究及评价 |
| 4.1 医用钛合金材料的应用概述 |
| 4.2 医用钛合金材料的生物学及其相容性研究 |
| 4.2.1 医用钛合金材料的生物学评价概述 |
| 4.2.2 医用钛合金材料的生物学性能及生物相容性研究 |
| 4.3 医用钛合金材料的生物力学及其相容性研究 |
| 4.4 医用钛合金材料的表面改性及功能化研究 |
| 4.4.1 医用钛合金材料的表面改性技术概述 |
| 4.4.2 医用钛合金材料的表面改性及其功能化研究 |
| 4.5 医用钛合金材料的增材制造 |
| 4.5.1 金属粉末的应用技术要求 |
| 4.5.2 医用钛合金材料的增材制造应用研究 |
| 5 总结与展望 |
| 5.1 医用钛合金原材料的提质增效刻不容缓 |
| 5.2 医用钛合金材料的生物及力学相容性基础和应用研究亟待加强 |
| 5.3 医用钛合金材料的表面功能改性是提高外科植入物使役性能的关键所在 |
（10）中国医疗器械用钛合金材料研发、生产与应用现状分析（论文提纲范文）
| 0.前言 |
| 1. 生物医用钛合金材料的分类及特点 |
| 2. 生物医用钛合金材料的研究开发现状 |
| 3. 我国医疗器械用钛合金材料的生产现状 |
| 4. 我国钛合金医疗器械产业发展及应用现状 |
| 5. 我国医疗器械用钛合金材料存在的问题及展望 |
| 6.结语 |
四、外科植入物用新型TAMZ合金的生物学性能(Ⅲ)（论文参考文献）
- [1]脊柱固定系统用Ti-Mo-O合金力学性能和生物相容性研究[D]. 张素杰. 大连理工大学, 2021(01)
- [2]医用金属表面微纳复合结构涂层的制备与应用研究[D]. 魏永杰. 吉林大学, 2021(02)
- [3]生物医用Ti-12Mo-3Nb合金变形行为的研究[D]. 吴淑宁. 哈尔滨工业大学, 2020(02)
- [4]骨科新型镁合金（Mg-1.5Sn-xZn）材料制备、生物活性及抗菌性研究[D]. 赵维康. 重庆医科大学, 2020(01)
- [5]钛表面载铜抗菌功能膜制备及性能研究[D]. 李兴平. 西南医科大学, 2020(11)
- [6]第一原理研究有限温度下β钛合金的弹性性质[D]. 张海军. 中国科学技术大学, 2020(01)
- [7]外科植入物用钛合金研究现状及发展趋势[J]. 陶会发,陈令杰,王树军,刘茵琪. 冶金管理, 2019(19)
- [8]新型多孔钽金属的制备及在股骨头坏死治疗中的应用[D]. 谢辉. 大连理工大学, 2019(01)
- [9]新型医用钛合金材料的研发和应用现状[J]. 于振涛,余森,程军,麻西群. 金属学报, 2017(10)
- [10]中国医疗器械用钛合金材料研发、生产与应用现状分析[J]. 于振涛,张明华,余森,刘春潮,汶斌斌,张亚峰. 中国医疗器械信息, 2012(07)