细胞生物相容性

前言：想要写出一篇令人眼前一亮的文章吗？我们特意为您整理了5篇细胞生物相容性范文，相信会为您的写作带来帮助，发现更多的写作思路和灵感。

细胞生物相容性范文第1篇

【关键词】 神经干细胞

Biocompatibility between two different biomaterials and cultured hippocampusderived neural stem cells in vitro

【Abstract】 AIM: To study the biocompatibility between two different biomaterials (collagen protein sponge and glutin sponge) and cultured hippocampusderived neural stem cells in vitro and to identify whether the materials could be used as scaffold biomaterials in peripheral neural tissue engineering. METHODS: Hippocampusderived neural stem cells of guinea pigs were cultured and respectively combined with each of the two biomaterials in vitro. The number of cells was counted and the histological changes were observed with HE staining and scanning electron microscope after 7 d and the adhesion rates were detected. RESULTS: Hippocampusderived neural stem cells attached to both biomaterials and normally grew. The adhesion rates were 31.17% and 14.87% respectively. The total numbers of the cells in the experimental and control groups were similar and there was no statistical difference. CONCLUSION: Both biomaterials have a good biocompatibility with hippocampusderived neural stem cells of guinea pigs and can be used safely as scaffold materials in peripheral neural tissue engineering.

【Keywords】 neuronal stem cells; tissue engineering; biomaterials; biocompatibility; guinea pig

【摘要】 目的：评价豚鼠海马神经干细胞与2种不同载体材料（胶原蛋白海绵和明胶海绵）的生物相容性，探讨它们作为周围神经组织工程载体材料的可行性. 方法：体外培养新生豚鼠海马神经干细胞，传至第3代，将密度为1×1010/L细胞分别与2种载体材料联合体外培养，1 wk后取材，进行细胞计数，倒置相差显微镜及扫描电镜观察，并测定2种材料与细胞的吸附率. 结果：神经干细胞可以在胶原蛋白海绵和明胶海绵上生长，逐渐黏附，细胞吸附率分别为37.17%和14.87%，统计学分析有显著差异；各实验组与对照组之间细胞总数统计学分析无显著差异. 结论：胶原蛋白及明胶2种材料尤其是胶原蛋白，具有良好的神经干细胞相容性，可以作为周围神经组织工程的支架材料应用于临床.

【关键词】 神经干细胞；组织工程；生物材料；生物相容性；豚鼠

0引言

在应用组织工程修复周围神经的研究中，理想的载体应与细胞外基质类似，与活体细胞有良好的生物相容性［1-2］. 胶原蛋白是细胞外基质的组成部分，它具有细胞外基质的共性，是细胞赖以生存和维持细胞功能及生物学特征的基础；明胶由胶原蛋白水解而得. 神经干细胞（nerve stem cells，NSCs）由于具有来源广泛、取材容易和多向分化潜能等特点，是一种理想的种子细胞［3-4］. 我们选择豚鼠海马NSCs与胶原、明胶2种载体材料进行体外复合培养，检测其组织相容性，以探讨它们作为周围神经组织工程载体材料的可行性.

1材料和方法

1.1材料

新生（

1.2方法

1.2.1细胞培养将新生（

1.2.2计算细胞存活率取2 μL细胞悬液与8 μL台盼蓝染液混合，用血细胞计数板计数，3 min内镜下至少计数200个细胞，被蓝染的细胞为死细胞，未着色的细胞为活细胞.

1.2.3细胞接种实验分为3组，即胶原蛋白海绵组、明胶海绵组和对照组. 将胶原蛋白海绵和明胶海绵分别制成直径5 mm、厚2 mm大小的圆盘状，用培养液预浸后置入96孔培养板内，每组各32孔，作好标记，余下32孔作为对照组. 取预制好的1×1010/L单细胞悬液每孔接种0.1 mL. 对照组单独接种细胞.

1.2.4相差显微镜观察每日使用倒置相差显微镜观察细胞生长、生物材料附着及NSCs生长、分化等情况.

1.2.5细胞吸附率测定各组每4孔计为1个样本，每组样本含量为6. 培养1 wk，实验组取出载体，用2.5 g/L胰酶消化后，加培养液反复冲洗，离心收集细胞，加培养液制成0.1 mL细胞悬液，计数，记为吸附细胞数，对应孔内剩余细胞消化、收集、计数，记为游离细胞数，对照组4孔为1个样本进行细胞计数. 吸附率=吸附细胞数/（吸附细胞数+游离细胞数）×100%

1.2.6光镜观察接种1 wk后将细胞-胶原海绵复合物及细胞-明胶海绵复合物各取出4块，40 g/L多聚甲醛固定，脱水、透明、包埋，切片进行HE染色，镜下观察载体与细胞的附着情况.

1.2.7扫描电镜观察接种1 wk后将细胞-胶原海绵复合物及细胞-明胶海绵复合物各取出4块，25 g/L戊二醛固定，系列脱水，醋酸异戊酯置换，真空干燥，表面喷金后进行观察.

1.2.8NSCs的诱导分化和免疫细胞化学鉴定选取生长良好的NSCs球，以一定的密度种植到放有小盖玻片(预先涂有多聚赖氨酸)的24孔板中. 分化培养液为含50 mL/L小牛血清的DMEM/F12（含20 g/L B27添加剂）. 分别于接种后的4 h和1，3，7 d取出小盖玻片，用PBS小心漂洗2遍，吸净液体后，用纯丙酮固定30 min. 采用免疫细胞化学SABC法对贴壁4 h，1 d的NSCs球进行巢蛋白mAb (nestin)免疫细胞化学染色以鉴定其干细胞源性. 将分化培养3，7 d的神经球细胞进行GFAP，NF免疫细胞化学染色.

统计学处理： 采用SPSS 10.0统计软件，各组细胞总数的比较采用方差分析，检验水准α=0.05.

转贴于 　　2结果

2.1细胞存活率及生长状况细胞存活率可达90%. 对照组及2实验组载体周边部分的单细胞均在24 h内自动聚集成团；聚集的细胞迅速分裂，到第3日已初步集成圆球形，各种成分掺杂；第5~6日时培养液清亮呈橙红色，可见呈悬浮生长的圆球形细胞构成的神经细胞球. 胶原蛋白海绵周围黏附较多细胞球，换液时轻轻摇动培养板或用吸管轻轻吹打也不能使神经球浮起；明胶海绵组周围细胞生长状态较差，干细胞球较少. 观察各组载体中央及周边透光性较强部位可见神经球悬浮于网孔中或黏附于纤维上.

2.2细胞吸附率经统计学处理，2实验组细胞总数与对照组比较无显著性差异，但胶原蛋白海绵组吸附率明显高于明胶海绵组（P

2.3光镜观察切片HE染色观察，可见胶原被染成深粉色，网状交织，网孔中细胞被染成紫蓝色，以集落形式附着. 明胶海绵网孔较大，可见稀疏的淡粉色线条和少量细胞.

2.4电镜观察胶原蛋白海绵组：载体网孔直径为40～100 μm，均匀，呈丝状交织（图1）. 可见NSCs集聚成球状或团簇状，黏附于胶原海绵壁上或孔隙内，各细胞球或团之间通过基质相互连接、重叠（图2）. 明胶海绵组：载体网孔较大，为100～250 μm（图3）. NSCs数量较少，散在分布，细胞圆形，直径3～5 μm（图4）.

2.5诱导分化和免疫细胞化学鉴定在培养数小时内即可观察到神经球已贴壁，轻轻摇动培养板可见神经球并不随培养板而晃动，行nestin免疫细胞化学染色呈阳性. 24 h后可见有许多突起自神经球边缘长出，开始小而短，进一步伸长呈放射状. 3 d后分化的细胞及生长的突起在神经球周围相连成片. 7 d后可见种类众多、形态各异的已分化神经组织细胞. 对3，7 d分化的细胞行免疫细胞化学鉴定，大多数细胞为GFAP阳性，少部分为NF阳性.

3讨论

随着组织工程学的兴起和发展，组织工程化人工神经已成为外周神经研究中的一个新课题. 若形成新生的组织工程化组织首先需要构建细胞―支架复合物，主要包括合适的种子细胞及细胞载体. 种子细胞是组织工程研究中的要素之一，形成新生的组织需要有一定数量且不会引起机体免疫排斥反应的种子细胞. 以往的研究都将雪旺细胞（Schwann cell，SC）作为种子细胞，但由于自体来源的SC有限且需二次手术，异体的SC具有免疫排斥反应，因此将人工神经应用于临床研究遇到了难以逾越的障碍. 近年来的研究发现，NSCs具有多向分化潜能、低免疫原性、取材容易、来源广泛等特点，因此，无论是从临床应用还是伦理角度都具有更大的优势［3-4］. 目前，NSCs已经广泛用作种子细胞应用于神经系统组织工程.

理想的载体材料应该具有良好的组织相容性、生物降解性、生物活性等［5-6］. 目前用于制备载体的材料包括来源于生物体的天然材料和人工合成材料. 天然材料主要是经过或未经过预处理的来源于自体、同种异体或异种生物体的血管、羊膜、肌肉、胶原、凝胶等物质［6-7］. 胶原或称胶原蛋白是由动物细胞合成的一种生物性高分子，广泛存在于动物骨、腱、软骨和皮肤及其他结缔组织中，约占哺乳动物总蛋白的1/3，是机体重要的细胞外基质成份；明胶是一种热水可溶的多肽混合物，由广泛存在于高等动物的皮、骨等结缔组织中的胶原蛋白水解而得. 胶原和明胶这两种材料因具有来源广泛、良好的生物学特性和弱的抗原性，在烧伤、创伤、美容、矫形、创面止血等医药卫生领域的研究已取得了可喜的成果，但作为组织工程载体材料的研究还处于起步阶段.

对生物材料相容性研究有很多方法，其中常用的有体内直接植入法和体外复合细胞培养法两种［8］. 体内直接植入由于受多种体内环境因素的影响，不能准确反映生物材料与组织细胞的相容性. 而体外复合细胞培养可以直接观察细胞与生物材料复合生长的情况，较前者更为敏感、客观［9-10］，是近年来研究生物材料相容性的主要方法. 因此，本研究选用2种生物材料:胶原蛋白海绵和明胶海绵与NSCs在体外复合培养，结果发现实验组与对照组细胞总数无明显差异，说明2种生物材料对细胞的生长无明显影响. 通过形态学观察，发现NSCs可以在胶原海绵和明胶海绵周围生长，逐渐黏附，并在其表面形成干细胞球，随着培养时间的延长，细胞长入孔隙内，分泌细胞外基质，细胞连接成片，说明2种材料对细胞有黏附作用. 胶原海绵对神经干细胞的吸附率明显高于明胶海绵，可能是由于胶原海绵的孔隙率较高，孔径较适合细胞黏附生长［11］，也可能与材料处理手段及材料表面性质有关.

本实验结果显示，胶原蛋白和明胶2种生物材料，尤其是胶原，与神经干细胞具有良好的细胞相容性，可作为周围神经组织工程的载体材料安全应用.

参考文献

［1］ Suh JK， Matthew HW. Application of chitosanbased polysaccharide biomaterials in cartilage tissue engineering: A review ［J］. Biomaterials， 2000，21(24):2589-2598.

［2］ Grande DA， Halberstadt C， Naughton G， et al. Evaluation of matrix scaffolds for tissue engineering of articular cartilage grafts ［J］. J Biomed Mater Res， 1997，34(2):211-220.

［3］ Galli R，Gritti A，Bonfanti L， et al. Neural stem cells: An overview ［J］. Circ Res， 2003，92(6):598-608.

［4］ AlvarezBuylla A， Seri B， Doetsch F. Identification of neural stem cells in the adult vertebrate brain ［J］. Brain Res Bull， 2002，57(6):751-758.

［5］ Hadlock T， Elisseeff J， Langer R， et al. A tissueengineered conduit for peripheral nerve repair ［J］. Arch Otolaryngol Head Neck Surg， 1998，124(10):1081-1086.

［6］ Fansa H， Keilhoff G. Comparison of different biogenic matrices seeded with cultured

Schwann cells for bridging peripheral nerve defects ［J］. Neurol Res， 2004，26(2):167-173.

［7］ 葛平江，高志强，曹克利，等. 微波变性自体骨骼肌和异体神经修复面神经缺损的实验研究［J］. 中华耳鼻咽喉科杂志，2000，35(6):425-428.

［8］ 赵廷宝，范清宇，周勇，等. 复合骨形成蛋白骨修复材料的生物相容性研究［J］. 中国矫形外科杂志， 2002，9(2):155-157.

［9］ Neumann A， Reske T， Held M， et al. Comparative investigation of the biocompatibility of various silicon nitride ceramic qualities in vitro ［J］. J Mater Sci Mater Med， 2004，15(10):1135-1140.

细胞生物相容性范文第2篇

[关键词] 细菌纤维素；聚乳酸-羟基乙酸聚合物；羟基磷灰石；纤维支架；生物相容性

[中图分类号] R318.08 [文献标识码] A [文章编号] 1674-4721（2013）07（a）-0004-02

Study the biocompatibility of porous bacteria cellulose/poly lactic-glycolic acid polymer/hydroxyapatite composite scaffolds

WANG Hong-zhong YAO Zhi-wen YANG An

Shajing People's Hospital of Baoan District in Shenzhen City，Guangdong Province，Shenzhen 518104，China

[Abstract] Objective To study the biocompatibility of porous bacteria cellulose/poly lactic-glycolic acid polymer/hydroxyapatite composite scaffolds composite scaffold （BC-PLGA-HA）. Methods By solution casting/particulate leaching method for BC-PLGA-HA porous composite scaffolds prepared，tensile strength and porosity of stents were detected，for MG-63 cells cultivation as the control group，with support for MG-63 cell proliferation and adhesion activity and ALP activity influence were evaluated. Results The porous BC-PLGA-HAP scaffold porosity and tensile strength were （64.3±5.6）%，（8.925±0.913） N/mm2，BC-PLGA-HAP scaffold for osteogenesis cells with high proliferation and ALP activity. Conclusion The porous BC-PLGA-HAP composite scaffolds as a new scaffold material，with good biocompatibility and porosity.

[Key words] Bacteria cellulose；Poly lactic glycolic acid polymer；Hydroxyapatite；Composite scaffolds；Biocompatibility

应用支架材料时首先选择单一组织工程材料很难同时满足生物体对支架材料亲水性、力学强度以及生物相容性等多因素的要求，为了能够同时满足这些要求，研究者尝试通过将几种生物材料进行组合混合使用，来达到预期的使用目的[1-2]。基于这个思路本研究选用溶液浇铸/粒子沥滤法进行多孔细菌纤维素/聚乳酸-羟基乙酸聚合物/羟基磷灰石（BC-PLGA-HA）复合支架的制备，在其相关理化性、体外生物相容性及组织工程中分析其应用的可行性。

1 资料与方法

1.1 仪器与试剂

1.1.1 主要仪器

电热恒温鼓风干燥箱，CO2培养箱，YJ-1450型超净工作台，LDZ5-2台式离心机，JSM-6360LV电子显微镜，倒置相差显微照相系统，HTS7000 Plus多孔板高效分析仪。

1.1.2 主要试剂

高糖DMEM培养基、胰蛋自酶、胎牛血清均购自美国Gibco公司，二甲基亚砜、四甲基偶氮唑盐购自美国Sigma公司，Braford蛋自含量检测试剂盒，碱性磷酸酶（ALP）试剂盒购自南京凯基生物科技发展有限公司，成骨样细胞MG-63由四川大学口腔疾病国家重点实验室提供。

1.2 分组、细胞培养

将成骨样细胞MG-63复合于BC-PLGA-HA支架材料及接种于培养板底部，分为多孔BC-PLGA-HA组和对照组，按操作要求培养换液，培养接种5 d后，浸洗、固定，脱水15 min，电镜扫描观察。

1.3 方法

1.3.1 支架理化分析

1.3.1.1 抗张强度 将多孔BC-PLGA-HA支架剪成一定形状，用千分尺对其宽、厚度进行测量[3]。根据公式&b=F/A （A表示支架截面面积，F表示支架最大拉力），采用万能电子拉力实验机计算出支架抗张强度[4]。

1.3.1.2 孔隙率 记录支架重为VS，用乙醇装满记录重量为W1，然后在该瓶乙醇中进行浸泡，支架孔中充满乙醇后，瓶子乙醇溢出，将此时的重量记为称重记录。把浸满支架取出后称重记录为W[5]。

1.4 生物相容性的检测和评价

采用MTT比色法和ALP活性检测生物相容性。评价标准参照美国药典和中华人民共和国国家标准[6]。

1.5 统计学方法

采用SPSS 13.0软件进行统计学分析，计量资料采用x±s表示，采用t检验，计数资料用%表示，采用卡方检验，以P < 0.05为差异有统计学意义。

2 结果

多孔BC-PLGA-HA支架孔隙率以及抗拉强度分别为（64.3±5.6）%和（8.925±0.913） N/mm2，对照组孔隙率、抗拉强度分别为（48.6±4.6）%、（7.620±1.080） N/mm2；BC-PLGA-HA支架对成骨样细胞具有较高的增殖及ALP活性。ALP活性检测：将MG-63细胞置于对照组或多孔BC-PLGA-HA组培养基中进行8 d培养生长，然后进行ALP测定，结果显示，多孔BC-PLGA-HA组各项指标均高于对照组，差异有统计学意义（P < 0.05）（表1）。

3 讨论

生物支架是组织工程极为重要的因素之一，能起到支持种子细胞及模板的作用，是细胞附着的基本支架和代谢场所。支架尺寸大小、结构形状以及孔隙率对细胞增殖和分化可产生严重干扰[7]。姚志文等[8]认为孔径在100～200 m较适合细胞生长。相互贯穿孔形态以及外支架的高孔隙率（>90%）均有利于传输营养、血管和神经内生，以及促进细胞种植生长[9-10]。

孔隙率以及抗拉强度是衡量生物材料理化性质的重要指标。材料在断裂之前能够达到最大应力值，即为抗拉强度，能够代表材料部分性质的力学性能[11-12]。孔隙率和材料亲水性具有较大相关性，一般孔隙率越高，支架材料的吸水率就越高，其生物的相容性才能越高[13]。本研究所制备的多孔BC-PLGA-HA支架孔隙率以及抗拉强度分别为（64.3±5.6）%、（8.925±0.913） N/mm2；理论上来说已经满足了组织工程支架材料力学的要求，内部结构支架贯通好，能够同时拥有较高的力学强度和孔隙率，与细菌纤维素（BC）本身的物理机械性能或支架制备时聚乳酸-羟基乙酸聚合物（PLGA）溶液已经向BC内部立体网状结构进行液渗透等有关[14]，BC本身高亲水性以及支架的多孔结构可能引起高孔隙率[15]。因此，其可以修复人体功能和负荷区。

在培养后测量MG-63细胞内ALP活性发现，多孔BC-PLGA-HA支架孔隙率以及抗拉强度分别为（64.3±5.6）%、（8.925±0.913） N/mm2，BC-PLGA-HA支架对成骨样细胞具有较高的增殖以及ALP活性。将MG-63细胞在对照组或多孔BC-PLGA-HA组培养基中进行8 d的培养生长，然后再进行ALP测定，结果显示，多孔BC-PLGA-HA组各项指标均高于对照组，差异有统计学意义（P < 0.05）。说明多孔BC-PLGA-HA复合支架更有利于MG-3细胞的增殖和成骨分化。

综上所述，多孔BC-PLGA-HA复合支架作为一种新型支架材料，具备良好的力学性能、生物相容性以及孔隙率。

[参考文献]

[1] 韩立薇，罗喜平，赵秋生，等.槲皮素联合顺铂诱导宫颈细胞凋亡的实验研究[J].现代医院，2011，11（11）：15-17.

[2] Tungtasana H，Shuangshoti S，Shuangshoti S，et al.Tissue response and biodegradation of composite scaffolds prepared from Thai silk fibroin，gelatin and hydroxyapatite[J].J Mater Sce Mater Med，2010，21（12）：3151-3162.

[3] 姚志文，王红忠，蔡琛，等.多孔细菌纤维素-聚乳酸乙醇酸-羟基磷灰石复合支架的制备及性能研究[J].中国医药导报，2012，9（9）：101-103，108.

[4] Lcgcros RZ.Properties of osteoconductive biomaterials：calcium phosphates[J].Clin Orthop Relat Res，2002，395（2）：81-98.

[5] R'zwan K，Chcn QZ，Blakcr JJ.Biodegradable and bioactive porous polymer/inorganic composite scaffolds for bone tissue engineering[J].Biomatcrials，2006，27（18）：3413-3431.

[6] GB T16886.医疗器械生物学评价[S].

[7] Becker ST，Douglas T，Acil Y，et al.Biocompatibility of individually designed scaffolds with human periosteum for use in tissue engineering[J].J Mater Sci Mater Med，2010，21（4）：1255-1262.

[8] 姚志文，程由勇，刘唯，等.细菌纤维素-取乳酸乙醇酸-羟基磷灰石复合支架材料的细胞相容性[J].广东牙病防治，2012，20（5）：254-258.

[9] Kuo YC，Hsu YR.Tissue-engineered polyethylene oxide/chitosan scaffolds as potential substitutes for articular cartilage[J].J Biomed Mater Res A，2009，91（1）：227-287.

[10] 张士杰，陈飞，蒋欣泉.新型生物活性复合材料RGD-PLGA/HA体外细胞相容性的实验研究[J].山东大学学报：医学版，2011，49（5）：29-33.

[11] 董志红，李玉宝，邹琴，等.多孔HA/PU复合支架材料生物相容性的评估[J].中国生物医学工程学报，2008，（6）：906-911.

[12] Wang ZH，He XJ，Yang ZQ，et al.Cartilage tissue engineering with demineralized bone matrix gelatin and fibrin glue hybrid scaffold：an in vitro study[J].Artif Organs，2010，34（2）：161-166.

[13] 孟辉，陈立艳.自组装纤维支架肽对深Ⅱ度烧伤创面收缩作用的实验研究[J].中国当代医药，2010，17（22）：18-19.

[14] 姚志文，李红玖，刘唯，等.多孔细菌纤维素-聚乳酸乙醇酸复合支架制备及性能研究[J].现代医院，2012，12（6）：12-14.

细胞生物相容性范文第3篇

结论 Ag-nHA-nTiO2/PA66膜对MG63细胞生长无抑制作用。与e-PTFE相比，其具有更优良的结构和生物学性能，适于用作引导骨再生膜材料。

[关键词] 引导骨再生； 羟磷灰石； 银； 成骨样细胞MG63

[中图分类号] R 783.1 [文献标志码] A [doi] 10.7518/hxkq.2013.02.004

引导骨再生（guided bone regeneration，GBR）生物膜技术在口腔医学领域中发挥重要的作用。载银纳米羟磷灰石/二氧化钛/聚酰胺66（Ag-nHA-nTiO2/

PA66）纳米抗菌复合膜是将无机纳米复合抗菌材料

载银纳米羟磷灰石/纳米二氧化钛（Ag-nHA-nTiO2）和聚酰胺66（PA66）复合，采用“常压共溶法”制备而

成的。在Ag-nHA-nTiO2/PA66膜中的nTiO2和Ag+含量分别为0.48%和2.35%。前期实验已证实其对口腔常见细菌具有良好的抗菌性[1]。但是，对于该膜的结构及生物相容性尚缺乏研究。因此，本实验以膨体聚四氟乙烯（e-polytetra fluoroethylene，e-PTFE）膜为对照，通过光镜和扫描电镜（scanning electron mi-

croscope，SEM）对比观察Ag-nHA-nTiO2/PA66抗菌

膜的结构，并在两种膜上接种成骨样细胞株MG63，观察MG63在膜上的生物学活动变化，探讨Ag-nHA-nTiO2/PA66膜作为GBR膜的生物相容性。

1 材料和方法

1.1 主要材料和仪器

e-PTFE膜（上海塑料研究所第一研究室），Ag-

nHA-nTiO2/PA66膜（四川大学纳米生物材料中心），

SEM（JSM-5900，JEOL公司，日本），IX70倒置相差显微镜（OLYMPUS公司，日本）等。

1.2 膜材料结构观察

将Ag-nHA-nTiO2/PA66膜和e-PTFE膜剪裁成

1 cm×1 cm方片，制作石蜡切片，厚5 μm，苏木精-伊红（hematoxylin-eosin，HE）染色，倒置显微镜观

察膜横截面的结构。取两种膜材料裁成同样大小，真空干燥，喷金，采用SEM观察膜的表面情况。

1.3 膜上成骨样细胞生长曲线的测定

将e-PTFE膜和Ag-nHA-nTiO2/PA66膜剪裁成直径为14 mm的圆片各12张，消毒后PBS液清洗3次，置于24孔培养板内，另设空白对照组。按照细胞密度为每孔3×104个进行接种，标准环境下进行孵育（37 ℃，95%空气，5%CO2），分别于1、3、5、7 d各取出3孔，用甲基噻唑基四唑（methyl thiazolyl tetra-

zolium，MTT）法，在570 nm波长下测定每孔的光密度（optical density，OD）值，每组每次取得3孔的数

值，计算各组平均值，采用双因素方差法分析结果。

1.4 细胞碱性磷酸酶（alkaline phosphatase，ALP）活

性测定

将e-PTFE膜和Ag-nHA-nTiO2/PA66膜剪裁成直径为34 mm的圆片各12张，消毒后PBS液清洗3次，置于6孔培养板内，另设空白对照组。培养板内按照细胞密度为每孔6×105个接种MG63，标准环境（37 ℃，95%空气，5%CO2）下进行培养，分别于1、3、5、7 d各取出3孔，收集细胞，在酶联免疫检测仪上测定各孔OD值，测定细胞内ALP活力。

1.5 细胞黏附和增殖情况

细胞培养同1.4。分别于1、5 d取出膜片各3个，3%戊二醛固定，梯度脱水，醋酸异戊酯浸泡20 min。临界点干燥，喷金，SEM下进行观察。

2 结果

2.1 膜材料结构观察结果

2.1.1 倒置显微镜下观察结果 HE染色后e-PTFE膜的横截面结构比较均匀一致，正、反面都可见较长的裂隙，约30～50 μm，裂隙之间相互交通。正、反面都比较平滑，孔隙大小约为15 μm（图1左）。Ag-

nHA-nTiO2/PA66膜的横截面可见大小不等、形状各异的孔隙相互连通。正面结构疏松，孔隙大小约50～300 μm，从正面到反面的横截面中可见到300 μm的大孔隙；反面约有50 μm的孔隙，十分致密（图1右）。

2.1.2 SEM下观察结果 e-PTFE膜可见成行排列、直径不一的长椭圆形裂隙，长约5～20 μm，宽约3 μm，正、反面结构基本一致（图2）。Ag-nHA-nTiO2/PA66抗菌膜的正面疏松多孔，由大小不等的孔隙构成，孔隙大小从几微米到上百微米不等，孔隙的形状各异，大孔隙之间相互通连，其中又有许多小的孔隙，有的孔隙中可见到一些颗粒状的沉积物。反面比较平滑，孔隙的大小为1～10 μm，孔隙形状多为圆形，孔隙之间未见交通（图3）。

Fig 3 Surfaces of Ag-nHA-nTiO2/PA66 membrane SEM × 2 000

2.2 MG63细胞在两种膜上的生长情况

2.2.1 细胞增殖曲线的测定 分别在1、3、5、7 d测定两种膜组和空白对照组的OD值，计算其相对时间点上的均值，绘制细胞增殖曲线（图4）。统计学分

析表明，3组细胞增殖量组间差异无统计学意义（P>0.05），每组在时间点上的数据两两比较差异均有统计学意义（P

2.2.2 细胞ALP活性的测定 将收集的细胞反复冻融2次后，测定3组不同时段的ALP活性。随着时间的增加，每组ALP活性均有所增加。统计学分析表明，每组细胞ALP活性第3天与第5天间差异无统计学意义，其余各时间点差异均有统计学意义（P0.05）（图5）。

2.3 细胞在膜上黏附和增殖的SEM观察

2.3.1 细胞在e-PTFE膜上的黏附和增殖情况 膜上接种MG63细胞第1天，SEM下观察到细胞零星的分散在膜上，细胞呈长梭形，伪足伸展长短不一，胞核清楚，胞浆丰富（图6左）。膜上接种MG63细胞第5天，SEM下观察到细胞呈片状分布在膜上不同的区域，多个细胞相互交联，细胞生长良好，细胞伪足伸展不充分，未见细胞伸入到空隙中（图6右）。

2.3.2 细胞在Ag-nHA-nTiO2/PA66膜上的黏附和增殖情况 膜上接种MG63细胞第1天，SEM下观察到细胞黏附在孔隙的边缘和中间，形态有长梭形，伪足伸展良好，细胞形态多样，细胞伸出的伪足黏附在孔隙的表面和孔隙中（图7左）。

接种MG63细胞第5天，SEM下观察到细胞已经长在膜表面，呈片层状，细胞有长条形、梭形，形态各异。有的细胞两端跨越孔隙，有的黏附在孔隙的边缘，细胞生长良好，细胞相互交通（图7右）。

3 讨论

1982年Nyman等[2]在牙周病的治疗中提出引导性组织再生（guided tissue regeneration，GTR）。其基

本原理是：不同组织细胞向创口内生长或迁移速度不同，局部植入人工生物引导膜，利用膜屏障建立一个能使生物再生功能得到最大程度发挥的有利环境[2]。骨组织是以再生方式完成损伤修复的少数组织

之一，GTR概念同样适用于骨再生过程即GBR。目前，GBR技术已广泛应用于口腔种植修复领域。

在GBR的操作以及后期使用中经常出现膜暴露、创口感染等问题，严重影响GBR成功率[3]，开发具备

抗菌性能的GBR膜尤为重要。但是，很多材料在抗菌的同时也会对正常组织细胞造成抑制甚至造成正常细胞死亡。因此，在探讨膜的抗菌性能时，更为重要的是确认膜的生物相容性。本实验中使用的抗菌Ag+即是广泛被用作抗菌作用的有效成分，笔者的前期研究也证实Ag-nHA-nTiO2/PA66具有良好的抗菌性能，对金黄色葡萄球菌和大肠杆菌的抗菌率分别为50.10%和56.31%，而对牙龈卟啉单胞菌、变异链球菌和具核梭杆菌的抗菌率分别为91.84%、90.49%和90.64%[1]。这同其他研究结果类似，即Ag+具有一定的抗菌性能[4]。但是既往研究同时表明：当Ag+浓度较高时对真核细胞会产生毒性，从而抑制细胞活力[5]。Chung等[6]对Ag+的生物相容性进行检测，发现Ag+对细胞的活力有抑制作用。本实验抗菌复合膜中起抗菌作用的主要成分也是Ag+。因此，本实验对新开发的Ag-nHA-nTiO2/PA66复合膜进行了生物相容性方面的研究。结果显示，对比e-PTFE膜，载Ag+复合膜上，MG63细胞伸展良好，细胞伪足深入空隙且互有交通。细胞增殖曲线显示细胞增殖活性不受抑制。ALP检测结果显示细胞功能良好，成骨能力未受Ag+的影响。由此可见，抗菌复合膜Ag+浓度适宜，不会抑制细胞生长。说明Ag-nHA-nTiO2/PA66抗菌膜生物相容性良好。

体外细胞复合培养法简便、敏感、重复性好，已经成为评价生物材料相容性的重要手段[7]。成骨细

胞是一种特殊的成纤维细胞，在骨改建中具有关键性作用，成为骨代谢研究中的重要部分。采用体外培养的人成骨细胞可评价材料的生物相容性，并且准确的反映材料对机体的影响。本研究选用的成骨样细胞株MG63具有多次传代后仍能保持稳定细胞表型的特性；同时成骨样细胞株与普通成骨细胞表型接近，在很多成骨相关的研究中都采纳成骨样细胞株作为研究对象[8]。本实验选择成骨样细胞株MG63

作为研究对象，由SEM及ALP表达情况来看，细胞生物学形态及功能表达良好，说明实验中MG63性状和表达稳定，实验结果可靠。

引导膜的结构及其生物相容性在GBR生物膜技术中发挥着关键作用。该膜既要允许营养通过，又要求能隔离周围结缔组织细胞长入。既往研究表明：理想的膜支架材料应有较高的孔隙率和孔隙贯通率，以及适于骨组织生长的力学支撑[9]。当孔径在150 μm以上，则是骨组织长入的理想场所。本实验中e-PTFE膜结构均一，最大孔径在20 μm以内；Ag-nHA-nTiO2/PA66抗菌膜则存在正反面的结构，正面孔径可达上百微米，而反面孔径最大不超过10 μm。细胞学实验可见：e-PTFE膜上细胞可黏附但无深入生长，而Ag-nHA-nTiO2/PA66抗菌膜上MG63细胞生长良好，且细胞伪足深入孔内。由此说明，相比较e-PTFE膜，Ag-nHA-nTiO2/PA66抗菌膜更具有优势，其双层结构在为成骨细胞提供支架的同时，致密一面可以阻止软组织长入，而疏松的一面则有利于新骨组织的生成。

本实验通过观察Ag-nHA-nTiO2/PA66膜的结构以及MG63细胞在其上的生长、表达情况，发现Ag-nHA-nTiO2/PA66膜对MG63细胞的生长无抑制作用，MG63细胞在其组织面上黏附效果好，能够充分生长和增殖。综上所述，Ag-nHA-nTiO2/PA66抗菌复合膜具有优良的结构及生物相容性，具有作为GBR膜的可行性。当然Ag-nHA-nTiO2/PA66膜是否能成为优良的GBR膜，还需进一步深入研究。

[参考文献]

[1] 白石， 莫安春， 鲜苏琴， 等. 纳米抗菌复合膜的理化性能及对口

腔细菌抗菌性能的实验研究[J]. 华西口腔医学杂志， 2008， 26（4）：

358-361.

Bai Shi， Mo Anchun， Xian Suqin， et al. Characterization and an-

tibacterial effect of Ag-nHA-nTiO2/polyamide 66 nanocomposite

membrane on oral bacteria[J]. West China J Stomatol， 2008， 26

（4）：358-361.

[2] Nyman S， Lindhe J， Karring T， et al. New attachment following

surgical treatment of human periodontal disease[J]. J Clin Perio-

dontol， 1982， 9（4）：290-296.

[3] Kidd KR， Patula VB， Williams SK. Accelerated endothelialization

of interpositional 1-mm vascular grafts[J]. J Surg Res， 2003， 113

（2）：234-242.

[4] Alt V， Bechert T， Steinrücke P， et al. An in vitro assessment of

the antibacterial properties and cytotoxicity of nanoparticulate sil-

ver bone cement[J]. Biomaterials， 2004， 25（18）：4383-4391.

[5] 杨佳利， 李俊杰， 林秋霞， 等. 纳米银溶胶的体外细胞毒性评价

及其机制研究[J]. 国际生物医学工程杂志， 2011， 34（5）：279-283.

Yang Jiali， Li Junjie， Lin Qiuxia， et al. In vitro cytotoxicity and

mechanism of silver colloid nanoparticles on mammalian cells[J].

Int J Biomed Eng， 2011， 34（5）：279-283.

[6] Chung RJ， Hsieh MF， Huang CW， et al. Antimicrobial effects and

human gingival biocompatibility of hydroxyapatite sol-gel coatings

[J]. J Biomed Mater Res B Appl Biomater， 2006， 76（1）：169-178.

[7] Parizek M， Douglas TE， Novotna K， et al. Nanofibrous poly（lactide-

co-glycolide） membranes loaded with diamond nanoparticles as pro-

mising substrates for bone tissue engineering[J]. Int J Nanomedi-

cine， 2012， 7：1931-1951.

[8] Sohn SH， Jun HK， Kim CS， et al. Biological responses in osteo-

blast-like cell line according to thin layer hydroxyapatite coatings

on anodized titanium[J]. J Oral Rehabil， 2006， 33（12）：898-911.

[9] Matsumoto G， Hoshino J， Kinoshita Y， et al. Evaluation of guided

bone regeneration with poly（lactic acid-co-glycolic acid-co-ε-

caprolactone） porous membrane in lateral bone defects of the ca-

nine mandible[J]. Int J Oral Maxillofac Implants， 2012， 27（3）：

细胞生物相容性范文第4篇

【关键词】聚醚醚酮；复合材料；种植体；生物活性

【中图分类号】R318.08【文献标识码】A【文章编号】1003—6350（2016）02—0279—03

作为聚芳醚酮家族的一员，聚醚醚酮(PEEK)是一种特种热塑性聚合物，具有高强度、高刚度、耐腐蚀、抗水解等良好的机械性能及生物相容性[1]，在航空航天、石油化工、汽车及机械制造等领域成功的应用[2]。与钛相比，聚醚醚酮的弹性模量更接近于人体皮质骨，具有良好的塑性能力和射线半透射性，在临床检查(如X线、CT、MRI)和诊断时不需要拆除。20世纪90年代，作为金属植入物的替代品，聚醚醚酮复合材料越来越多的应用于骨科和创伤等领域[3]。1992年，聚醚醚酮首次在牙科中应用，主要用于制造正畸用咬合棒及种植体的临时基台和愈合帽[4]。

1PEEK生物复合材料的种类

随着材料科学、现代生命科学和尺度化学等学科的交互渗透，纳米改性技术的飞跃进步，复合材料合成、制备以及生物改性等关键技术的不断突破，PEEK生物复合材料的研究得到了迅猛发展，各类新型的PEEK基生物复合材料相继出现，提高了PEEK的力学性能，改善了其生物活性。下面，就目前常见的医用PEEK复合材料进行阐述。

1.1纳米活性粒子充填PEEK复合材料

不同种类的纳米无机活性粒子充填PEEK可明显改善PEEK的表面活性。目前，常用的PEEK无机填料主要包括羟基磷灰石(HA)、氟磷灰石(FA)、纳米TiO2等。1.1.1纳米羟基磷灰石PEEK复合材料(HA/PEEK)人体骨组织主要是由纳米级的羟基磷灰石晶体和胶原构成。将HA与PEEK共混制备HA/PEEK复合材料，能显著提高PEEK的生物活性。Yu等[5]将HA/PEEK复合材料浸泡在模拟体液(SBF)中4周。研究发现，各组复合材料表面均出现一层类骨磷灰石膜，成骨效能良好，生物活性随着HA体积分数的增加而增加。Gabriel等[6]对制备的体积分数为0~50%HA晶须增强HA/PEEK复合材料进行纹理分析和拉伸测试后得出，HA晶须和PEEK基体间有较强的界面连接，10%和20%的HA晶须增强PEEK复合材料分别具有90MPa和75MPa的抗拉强度，与人皮质骨的纵向拉伸强度相近，是具有优良的力学性能和生物活性的骨科植入材料。1.1.2纳米氟磷灰石PEEK复合材料(FA/PEEK)氟离子具有抑菌作用，能够减少细菌对复合材料的黏附，较少炎症的发生。纳米氟磷灰石中的氟离子基团较HA中的羟基小，取代羟基后其晶体结构比HA更紧密，提高了材料的稳定性。因此，将纳米级的氟磷灰石晶体与PEEK进行共混改性也是制备新型医用PEEK复合材料的一个不错选择。周聪颖等[7]将柱状纳米FA/PEEK和PEEK种植体各10颗分别植入6只犬的下颌前磨牙区，术后第8周和12周各随机处死3只实验犬。测试结果显示：与PEEK相比，纳米FA/PEEK种植体8周末和12周末的MAR和BIC值较高(P<0.05)，周围新生骨的形成和成熟较快。研究表明，纳米FA/PEEK与骨床结合较佳，成骨效能较好，有利于新骨生长。Li等[8]通过将喷砂和未喷砂纳米FA/PEEK种植体植入Beagle犬的前磨牙区的实验表明，喷砂组的纳米FA/PEEK种植体周围骨体积和骨小梁数量明显高于未喷砂组，生物相容性和成骨性能更优良。可能是由于纳米晶体尺寸减小，增加了材料表面的粗糙度，从而使成骨细胞的成骨功能和代谢活动增强。1.1.3纳米二氧化钛PEEK复合材料(TiO2/PEEK)二氧化钛具有良好的生物相容性、生物活性和亲水性，将纳米TiO2和PEEK共混制备纳米TiO2/PEEK复合材料能显著提高PEEK的生物活性。Tsou等[9]进行了纳米TiO2/PEEK和PEEK的细胞实验，结果表明，纳米TiO2/PEEK比纯PEEK具有更好的成骨细胞相容性。Wu等[10]通过将合成的纳米TiO2/PEEK复合材料进行体内外研究发现：纳米TiO2能促进细胞附着和新骨的再生，改善了PEEK的生物学性能；纳米TiO2/PEEK植入物的周围新生骨体积大约是PEEK的两倍。可见，纳米TiO2提高了植入物周围的骨再生能力，显著地提高了PEEK的生物活性。

1.2纤维增强PEEK复合材料

纤维是指一些直径仅为几微米至几十微米的具有特殊尺寸效应的线性材料。很多纤维均与PEEK有较好的亲和性，将其与PEEK制备成高性能复合材料，可以提高PEEK的弹性模量、机械强度和尺寸稳定性等。目前常用碳纤维(CF)、玻璃纤维(GF)与PEEK制备复合材料。1.2.1碳纤维增强PEEK复合材料(CFR-PEEK)30%碳纤维增强聚醚醚酮复合材料，其弹性模量与骨组织相似，在骨科领域得到了广泛的临床应用。适量CF的加入可以降低材料的摩擦系数和磨损量。刘瑞[11]将CFR-PEEK植入物植入大耳白兔的下颌骨缺损处，于术后8周、12周和16周处死，获取骨组织标本。CFR-PEEK植入物与宿主骨组织交界处骨痂形成量均明显多于对照组，且CFR-PEEK与骨组织结合牢固，具有良好的成骨效能和生物相容性。石志才等[12]将CFR-PEEK植入物植入犬的L6~7椎间，研究发现，复合材料的小孔内有新的骨组织长入，具有良好的成骨效能。此外，有学者在此基础上对CFR-PEEK进行了表面改性，制备出钛/羟基磷灰石双涂层CFR-PEEK复合材料(Ti/HA/CFR-PEEK)和铜镍镀层碳纤维增强聚醚醚酮复合材料，并对其性能进行了研究分析。Stübinger等[13]通过将制备的CFR-PEEK、Ti/CFR-PEEK和Ti/HA/CFR-PEEK种植体植入羊骨盆的研究发现，与未涂层CFR-PEEK相比，Ti/CFR-PEEK或Ti/HA/CFR-PEEK具有较好的生物力学性能和更高的种植体-骨结合率，成骨效能较好。Di等[14]用Cr2O3/H2SO4溶液化学蚀刻CFR-PEEK，然后化学镀铜电镀镍在其表面制备CU/Ni镀层CFR-PEEK复合材料。研究发现，化学蚀刻后CFR-PEEK复合材料的C=O键增多，表面的亲水性能增加，在CFR-PEEK复合材料的表面出现裂隙和部分碳纤维，黏结强度增加。当Cu作为填料时，材料的表面形成薄的、均匀的转移膜，能大大降低材料的磨损率，提高其耐磨性[15]。1.2.2玻璃纤维增强聚醚醚酮复合材料(GFR-PEEK)玻璃纤维具有弹性模量高、强度高、热稳定性好及膨胀系数稳定等特点。顾有伟等[16]将玻璃纤维经上胶剂处理后与PEEK复合制备成GFR-PEEK复合材料，并对其力学性能进行测试。结果显示复合材料的力学性能和抗冲击韧性得到提高。经上胶剂处理后，玻璃纤维表面与PEEK的黏结强度提高，而且对材料因外力而产生的裂纹有阻止作用。

1.3多元共混PEEK复合材料

虽然PEEK与纳米HA或FA共混制备的复合材料均能使其成骨活性明显提高，但其脆性较大，力学性能降低。采用多元共混的方法在HA/PEEK复合材料中添加氟离子、碳纤维或微量元素锶，不仅能弥补上述缺点，同时也改善了PEEK的生物活性。1.3.1纳米氟化羟基磷灰石PEEK复合材料(FHA/PEEK)由于表面粗糙的结构和纳米FHA晶体的协同效应，粗糙表面的纳米FHA/PEEK种植体的生物活性得到提高。Wang等[17]将通过多元共混制备的纳米FHA/PEEK复合材料进行体内外实验。体外实验结果显示，纳米FHA/PEEK复合材料的初始细胞黏附和增殖能力均得到提高且抗菌性能较佳。与光滑组相比，粗糙组的碱性磷酸酶活性和细胞矿化较高，成骨效能较好。体内试验发现，纳米FHA/PEEK组的新生骨体积显著高于纯PEEK组。研究表明，纳米FHA/PEEK复合材料的体外生物相容性和抗菌活性均得到提高，并促进其在体内的骨整合，具有应用于牙组织工程的潜力。1.3.2碳纤维增强聚醚醚酮纳米羟基磷灰石生物复合材料(PEEK/n-HA/CF)刘学勇等[18]制备了不同HA体积分数的PEEK/n-HA/CF复合材料，并将其浸提液与大鼠成骨细胞进行体外培养。研究表明，各组复合材料均无细胞毒性作用，具有良好的细胞相容性和成骨效能，当HA质量分数为20%时，生物活性最强，有望成为一种新型的骨科植入物。Xu等[15]将未处理、喷砂、等离子体处理的PEEK/n-HA/CF种植体分别植入6只比格犬的下颌双侧第三、第四前磨牙牙槽窝内。研究显示，喷砂和等离子体处理的PEEK/n-HA/CF三元复合材料具有促进MG-63细胞增殖分化以及骨整合作用，新生骨体积显著高于PEEK/n-HA/CF组。有学者指出，适度的表面粗糙度能显著增加细胞附着和增殖，促进碱性磷酸酶(ALP)的生产活性和钙结节的形成，增强PEEK/n-HA/CF种植体的生物活性[19]。1.3.3含锶羟基磷灰石增强聚醚醚酮复合材料(Sr/HA/PEEK)锶是一种生物活性元素，能促进成骨细胞的附着和矿化，诱导骨生成，降低骨折风险。Wong等[20]首先制备了含锶羟基磷灰石，然后将其与PEEK进行共混，制备Sr/HA/PEEK复合材料。力学性能测试显示Sr/HA体积分数为25%和30%的复合材料的弯曲模量分别为9.6GPa和10.6GPa，弯曲强度分别为93.8MPa和89.1MPa，显著高于PEEK，力学性能优异。模拟体液中进行的MG-63细胞实验显示，Sr/HA/PEEK复合材料表面磷灰石的形成和细胞矿化均较HA/PEEK和PEEK高。可见，Sr/HA/PEEK复合材料具有良好的力学性能和成骨效能。

2展望

尽管目前的研究已经制备了许多性能优异的PEEK生物复合材料，但距其在临床的广泛应用还存在一定的距离。随着CAD/CAM数字加工和3D打印技术的飞速发展以及生物关键技术的相继突破，在不久的将来有望通过综合运用多种改性技术制备生物相容性更加优异的PEEK生物复合材料，并将其在医用植入领域广泛应用，造福广大患者。

参考文献

[1]ApeldornT,KeilholzC,Wolff-FabrisF,etal.Dielectricpropertiesofhighlyfilledthermoplasticsforprintedcircuitboards[J].JApplPolymSci,2013,128(6):3758-3770.

[2]HanCM,LeeEJ,KimHE,etal.Theelectronbeamdepositionoftita-niumonpolyetheretherketone(PEEK)andtheresultingenhancedbi-ologicalproperties[J].Biomaterials,2010,31(13):3465-7340.

[3]FeerickEM,KennedyJ,MullettH,etal.Investigationofmetallicandcarbonfibre.PEEKfracturefixationdevicesforthree-partproxi-malhumeralfracture[J].MedEngPhys,2013,35(6):712-722.

[4]TannousF,SteinerM,ShahinR,etal.Retentiveforcesandfatiguere-sistanceofthermoplasticresinclasps[J].DentMater,2012,28(3):273-278.

[5]YuS,HariramKP,KumarR,etal.Invitroapatiteformationanditsgrowthkineticsonhydroxyapatite/polyetheretherketonebiocompos-ites[J].Biomaterials,2005,26(15):2343-2352.

[6]ConverseGL,YueW,RoederRK.Processingandtensilepropertiesofhydroxyapatite-whisker-reinforcedpolyetheretherketone[J].Bio-materials,2007,28(6):927-935.

[7]周聪颖,李启期,魏杰,等.纳米氟磷灰石-聚醚醚酮种植体骨整合效能研究[J].实用口腔医学杂志,2013,29(1):20-24.

[8]LiLY,ZhouCY,WeiJ,etal.QuantitativeanalysisofnFA/PEEKim-plantinterfacesinBeagledogs[J].ShanghaiJournalofStomatology,2014,23(2):166-171.

[9]TsouHK,HsiehPY,ChiMH,etal.Improvedosteoblastcompatibilityofmedical-gradepolyetheretherketoneusingarcionplatedrutile/ana-tasetitaniumdioxidefilmsforspinalimplants[J].JBiomedMaterResA,2012,100(10):2787-2792.

[10]WuX,LiuX,WeiJ,etal.Nano-TiO2/PEEKbioactivecompositeasabonesubstitutematerial:invitroandinvivostudies[J].Internation-aljournalofnanomedicine,2012,7:1215-1225.

[11]刘瑞.碳纤维增强型聚醚醚酮在动物体内生物相容性的实验研究[D].吉林:吉林大学,2014.

[12]石志才,李家顺,贾连顺,等.碳纤维增强的聚醚醚酮复合材料椎体间植入的实验研究[J].第二军医大学学报,2001,22(4):340-342.

[13]StübingerS,PreveE,DrechslerA,etal.Coatedversusuncoatedpoly-etheretherketone(peek)implants:Preliminarydataofananimalmod-elinsheep[J].InternationalJournalofOralandMaxillofacialSur-gery,2013,42(10):1184.

[14]DiLZ,LiuB,SongJ,etal.EffectofchemicaletchingontheCu/Nimetallizationofpoly(etheretherketone)/carbonfibercomposites[J].AppliedSurfaceScience,2011,257(9):4272-4277.

[15]XuA,LiuX,GaoX,etal.Enhancementofosteogenesisonmicro/na-no-topographicalcarbonfiber-reinforcedpolyetheretherketone-nano-hydroxyapatitebiocomposite[J].MaterialsScienceandEngineering:C,2015,48:592-598.

[16]顾有伟,孙文强.玻璃纤维增强聚醚醚酮复合材料界面性能的研究[J].塑料工业,2000,28(2):40-41.

[17]WangL,HeS,WuX,etal.Polyetheretherketone/nano-fluorohy-droxyapatitecompositewithantimicrobialactivityandosseointegra-tionproperties[J].Biomaterials,2014,35(25):6758-6775.

[18]刘学勇,邓纯博,刘吉泉,等.聚醚醚酮-羟基磷灰石-碳纤维复合材料的体外细胞相容性研究[J].生物医学工程学杂志,2012,28(6):1159-1164.

[19]DengY,LiuX,XuA,etal.Effectofsurfaceroughnessonosteogene-sisinvitroandosseointegrationinvivoofcarbonfiber-reinforcedpolyetheretherketone-nanohydroxyapatitecomposite[J].Internation-alJournalofNanomedicine,2015,10:1425-1447.

细胞生物相容性范文第5篇

【关键词】高通量血液透析膜；低通量血液透析膜；清除溶质能力

【中图分类号】R55 【文献标识码】A 【文章编号】1004-7484（2013）10-0698-02

当前，常规低通量血液透析不能对β2-微球蛋白等大分子以及中分子毒素进行清除，在终末期肾病当中，透析相关性淀粉样变是比较常见的并发症，而β2-微球蛋白在体内的蓄积是其发生的主要原因，对患者的生存质量以及存活率造成了严重影响[1]。血清β2-微球蛋白的浓度可以把患者体内当中的β2-微球蛋白的蓄积度给间接反映出来，使用高通量血液透析膜进行血液透析滤过，可以使患者血液当中的β2-微球蛋白得到降低，能够有效预防以及减少β2-微球蛋白的蓄积[2]。为了探讨与分析高低通量血液透析膜清除溶质的能力，本文选取我院于2010年2月到2013年2月收治的维持性血液透析患者90例作为研究对象并进行回顾性分析，分析结果报告如下：

1 资料与方法

1.1 一般资料 资料源自我院于2010年2月到2013年2月收治的维持性血液透析患者90例，男性65例，女性25例，年龄在28到76岁之间，平均年龄为（54.2±8.9）岁。30例为慢性肾小球肾炎，22例为高血压肾病，20例为糖尿病肾病，18例为慢性间质性肾炎。血透时间在1到6年之间，平均血透时间为（3.0±1.2）年。随机分成高通量透析组和低通量透析组两组，每组45例，两组在年龄、性别以及病情症状等一般资料上差异不明显，不具有统计学意义（P>0.05）

1.2 透析方法 高通量透析组运用的透析器为表面积1.3m2和超滤系数KUF是40ml/h・（mmHg）的F60聚砜膜；低通量透析组运用的透析器为表面积1.3m2以及超滤系数KUF为5.5ml/（h・mmHg）的F6聚砜膜。全部患者均1周透析3次，1次为4h，运用的透析机都是Fresenius4008S容量控制型，透析液均是超纯净水碳酸氢盐，透析液流量和血流量分别是500ml/min和190到250ml/min。运用肝素进行抗凝，持续5个月。

1.3 观察指标 （1）两组患者在透析之前和透析过后均对血尿素氮、血磷浓度以及肌酐进行常规检测。（2）运用放射免疫法对血β2-微球蛋白的含量进行测定，比较透析前和透析后的溶质含量所出现的变化，并对溶质清除率进行计算。

1.4 统计学方法 采用SPSS10.0软件进行统计学分析，计量资料和计数资料分别运用t和X2检验，P

2 结果

2.1 两组在透析前后的血磷浓度、血尿素氮以及肌酐变化比较 两组在透析前和透析后的血尿素氮、血磷浓度以及肌酐均有明显下降（P0.05）。结果见表1.

2.2 两组透析前和透析后血β2-微球蛋白含量比较 在血β2-微球蛋白含量上，高通量透析组明显低于低通量透析组（P

3 讨论

在本研究当中，高低通量血液透析膜均能够把患者血液当中的尿素氮、血磷以及肌酐等这些小分子溶质给清除掉，其浓度也有明显下降。其中高通量F60聚砜膜的清除β2-微球蛋白的作用更为明显，在透析之后也显著降低了β2-微球蛋白的水平，而低通量F6聚砜膜清除β2-微球蛋白的作用就相对弱小。

F60高通量透析膜清除β2-微球蛋白的作用要比F6低通量透析膜的作用大很多，这就从另一方面说明高通量透析膜在清除血磷、尿素氮以及肌酐等这些小分子毒素的基础上也同时清除了中大分子毒素[3]。这是因为高通量透析膜的膜厚度比较薄并且孔多径大，使通过弥散和对流传递的阻力进一步减少，从而提高了清除β2-微球蛋白的几率，与此同时F60高通量透析膜有着疏水以及不对称等特点，这就使其吸附β2-微球蛋白的能力得到了加强[4]。此外，F60高通量的透析膜为生物相容性，这就明显减弱了活化补体以及白细胞的作用，使其很少刺激β2-微球蛋白的释放与合成。和长时间运用低流量生物不相容性血液透析膜患者相比，运用高流量生物相容性好的血液透析膜患者的血清β2-微球蛋白水平下降的比较明显。高流量生物相容性好的血液透析膜可以有效清除β2-微球蛋白，能够很好的改善并有效预防患者透析相关性淀粉样变[5]。在使用生物不相容性的血液透析膜时，会充分激活补体形成，一些细胞因子会得到增高，从而增加了β2-微球蛋白的合成以及释放。基于此，维持性血液透析患者要注重运用有着较好生物相容性的血液透析膜，这样可以使由于透析膜生物相容性差而导致增加β2-微球蛋白的释放几率得到减少。由于白细胞介素6细胞因子以及中性粒细胞活化释放的肿瘤坏死因子会引发蛋白质分解代谢，因此生物相容性膜可以提高血白蛋白的水平。

据可靠研究显示，运用高通量透析膜来降低血清β2-微球蛋白的水平，可以使维持性血液透析患者的死亡率得到降低，对心血管疾病的预后进行改善并使心血管的并发症得到减少；在维持性血液透析患者当中，贫血是主要并发症之一，而运用高通量透析膜可以对大分子量进行清除并能够抑制红细胞的生成和成熟，从而提升红细胞生成素的治疗效果，对患者的贫血症状起到了一定的缓解作用[6]。

综述，在当前的常规血液透析当中，高通量血液透析应用的比较广泛，并且是其发展的主流方向，其优点是可以使长时间通过透析所导致的诸如肾性骨病、心血管并发症以及淀粉样变性等并发症得到减少，进一步提升患者的生存质量，提高存活率，疗效显著，性价比较高，值得临床推广。

参考文献：

[1] 吴复泉，贺奇恩，应光辉. 高通量透析对维持性血液透析患者血压的影响机制研究[J]. 中国现代医生. 2012， 50（32）： 37-38.

[2] 许树根，沈淑琼，李彩凤，等. 高通量透析改善老年血液透析患者微炎症状态的临床研究[J]. 中国中西医结合肾病杂志. 2013（6）： 510-512.

[3] 何萍，张波，邢昌赢. 高通量血液透析对非糖尿病尿毒症患者胰岛素抵抗和左室功能的影响[J]. 中国血液净化. 2013（7）： 353-357.

[4] 马晓莉，孙雪峰，李敏侠，等. 高通量血液透析对肾性贫血的影响[J]. 中国中西医结合肾病杂志. 2013（2）： 114-116.