21.12.2023

Биосовместимые имплантаты в травматологии и ортопедии (обзор литературы)

 Показаны преимущества и недостатки имплантов, пути совершенствования их биологических и механических свойств

За последнее столетие широкое распространение получили методы оперативного лечения переломов и заболеваний костной системы. Предложены внутрен­ние (внутрикостные и накостные) и внешние (спицевые и стержневые) фиксаторы для обеспечения максималь­но надежного остеосинтеза сломанной кости. Хорошо изучены условия для поддержания репаративной ре­генерации костной ткани: полная репозиция костных отломков; стабильная фиксация костных фрагментов; сберегательное отношение к остеогенным тканям; хо­рошее кровоснабжение оперированной конечности; оптимальный темп и ритм дистракции (при необходи­мости удлинения конечности); возможность функцио­нального использования конечности с первых дней по­сле операции [9, 10]. Большинство хирургов считают, что в большей мере эти условия обеспечивает метод Илизарова. Тем не менее, клиническая практика по­казывает, что остеосинтез аппаратом Илизарова даже в специализированном медицинском учреждении при закрытом переломе длинных трубчатых костей продол­жается до 4-х месяцев. При удлинении конечности с по­мощью этого метода отличным результатом считается срок порядка 30 дней/см, хорошим - 45 дней/см, удов­летворительным - 60 дней/см [14, 15,17, 18, 22, 32, 38]. L. Eralp et al. (2004) приводят индекс 1,65 мес./см при удлинении большеберцовой кости фиксатором Илиза­рова. Подобные сроки лечения, естественно, не могут удовлетворять ни пациента и его родственников, ни го­сударство. Поэтому идет постоянный поиск способов стимуляции остеогенеза как консервативными спосо­бами, так и инвазивными методами [6, 11]. Чаще все­го для этого предлагают аутотрансплантаты костной ткани и различные биоактивные изделия из декальци­нированной кости, биокомпозиционных матриксов, ре­комбинантных костных морфогенетических белков, а также из керамики; расширяются экспериментальные исследования с использованием клеточных техноло­гий [4, 6]. С практической точки зрения врача-хирурга управление процессом формирования костной ткани рассматривается с двух сторон:

1) активное влияние на скорость репаративной ре­генерации поврежденной костной ткани;

2) возможность влияния в постнатальном периоде на развитие скелета, которое по каким-либо причинам затормозилось в эмбриональном периоде.

В последние годы наметилась активная тенденция в разработке материалов, направленных на создание тканей, заменяющих поврежденные кожные покро­вы, мышечную ткань, кровеносные сосуды, нервные волокна, костную ткань. 

Такие материалы получили название биоматериалов. «Биоматериалы - это мате­риалы, предназначенные для того, чтобы служить гра­ницей раздела с биологическими системами, для того чтобы оценивать, лечить, наращивать или заменять любую ткань, орган или функцию тела» [43]. 

Наиболее успешно эта работа проводится при лечении патологии костно-мышечной системы, чему способствовало раз­витие индустрии эндопротезирования крупных суста­вов. 

Данная область современного материаловедения называют еще биокерамикой, подчеркивая ведущее значение керамической составляющей в используемых имплантатах для эндопротезирования, в пломбиро­вочных материалах для стоматологии, в имплантатах для челюстно-лицевой хирургии, в медико-косметиче­ских средствах [23, 40]. Число больных, нуждающихся в операциях по восстановлению целостности кости, довольно велико: для России или США эта цифра со­ставляет более 1 млн. человек ежегодно (из них 200­300 тыс. - протезирование тазобедренного и коленного суставов).

Биоматериалы должны обладать определенными химическими свойствами (отсутствие нежелатель­ных химических реакций с тканями и межтканевыми жидкостями, отсутствие коррозии), механическими характеристиками (прочность, стойкость к образова­нию трещин, сопротивление замедленному разруше­нию, износостойкость), биологическими свойствами (отсутствие реакций со стороны иммунной системы, консолидация с костной тканью, стимулирование осте­огенеза).

Биоматериалы, которые используют в качестве им­плантатов, заменяющих участок кости (эндопротезы), или в качестве временных фиксаторов для сломанной кости (накостные пластины, интрамедуллярные стерж­ни) оценивают и по активности влияния на репаратив­ную способность последней. Это могут быть:

•   биотолерантные материалы (нержавеющая сталь и кобальтохромовые сплавы) - поверхность таких им­плантатов отделяется от смежной кости слоем фиброз­ной ткани, репаративная регенерация поврежденной кости происходит в обычные сроки и на некотором рас­стоянии от имплантата (дистантный остеогенез);

•   биоинертные материалы (оксиды титана и алюми­ния) - не вызывают образования фиброзной ткани, ре­паративный остеогенез протекает в непосредственном контакте с поверхностью имплантата, но консолида­ция происходит в обычные сроки;

•   биоактивные материалы (кальций-фосфатная ке­рамика и биостекло на основе кремния) - характери­зуются образованием очень тесной химической связи с костью (связующий остеогенез), усиливают реакции образования костной ткани начиная с поверхности им­плантата и индуцируют образование непрерывной свя­зи от ткани к его поверхности.

В травматологии имплантаты из металлов занима­ют прочное место. Легированные стали чаще всего используют для замены значительных участков кости (эндопротезы) либо для восстановления целостности сломанной кости. Имплантаты внутренней фиксации изготавливают из таких материалов, которые должны, прежде всего, отвечать задачам обеспечения надежной фиксации перелома для проведения функционального лечения в течение определенного периода - обычно 12-18 месяцев. Это достаточно длительный промежу­ток времени, поэтому выбирают материалы, устойчи­вые к усталостному разрушению. От них требуется хорошая пластичность для возможности индивиду­ального моделирования по костной поверхности, в то же время пластическая деформация имплантата долж­на быть минимальной при максимальной прочности после фиксации на поверхности костных отломков с целью поддержания их в репонированном положении даже при физической нагрузке.

Материал, используемый для имплантации, дол­жен сохранять биосовместимость и не изменять своих физических и химических свойств. Все металлы, ис­пользуемые в медицине, по влиянию на живые ткани делят на три основные группы: 1) токсические метал­лы (ванадий, никель, хром, кобальт); 2) промежуточ­ные металлы (железо, золото, алюминий); 3) инертные металлы (титан, цирконий). Основываясь на результа­тах изучения электрохимических реакций, M. Pourbaix (1984) пришел к выводу, что теоретически в качестве имплантатов можно использовать либо благородные металлы (с чисто металлической поверхностью), либо пять металлов, которые покрыты слоем защитных ок­сидов (Ti, Ta, Nb, Zr, Cr).

По активности влияния на репаративный остео­генез все металлы можно отнести к биотолерантным (нержавеющая сталь и кобальтохромовые сплавы) или к биоинертным (оксиды титана и алюминия) материа­лам. 

Биоактивных металлов, которые бы ускоряли ре­паративный остеогенез, не существует.

В современной медицине для хирургических им­плантатов чаще всего применяют хромоникелевые и хромоникельмолибденовые коррозионно-стойкие ста­ли, сплавы кобальта, тантала, титана, чистые металлы - никель, серебро, титан. Например, в стоматологии в настоящее время зубные имплантаты изготавливают­ся из титана и его сплавов, поскольку титан является биосовместимым и коррозионно-стойким материалом. Собственно говоря, все металлы в той или иной сте­пени подвергаются коррозии под воздействием жидко­стей человеческого организма. И все без исключения металлические имплантаты защищены от коррозии пассивным слоем, состоящим из нерастворимых про­дуктов их окисления. Коррозия усиливается примерно в 100 раз, если этот защитный слой повреждается, на­пример, при трении [37]. В этих условиях имплантат не сможет обеспечить стабильную фиксацию в течение длительного, необходимого для консолидации пере­лома кости времени. Дальнейший алгоритм процесса хорошо известен: наступает разрушение имплантата, смещение костных фрагментов, замедляется процесс консолидации, формируется ложный сустав и все за­канчивается инвалидностью для пациента.

Несомненно, титан - один из самых перспективных материалов для изготовления хирургических имплан­татов, широко используемых в травматологии. Хотя этот металл и является достаточно прочным, тем не менее, в некоторых случаях требуются еще более вы­сокие прочностные качества. Легированные сплавы титана (с добавлением алюминия и ванадия) наряду с повышением прочности оказывают определенное вредное воздействие на организм. Компромиссным вариантом может стать формирование наноразмерных зерен на поверхности титана посредством пластиче­ской деформации. Для создания в структуре титана на­норазмерных зерен ученые использовали оригиналь­ный метод пластической деформации, сочетающий в себе поперечно-винтовую и продольную прокатки. В результате, в структуре появлялись зерна различных размеров, в том числе менее 100 нм, средний же размер образованных зерен составлял 290 нм. Многочислен­ные опыты и клиническая практика определили титан и его сплавы как наиболее оптимальные среди метал­лов для имплантации [42].

К типичным представителям биоактивных мате­риалов относятся биостекла (наиболее часто исполь­зуется состав: 24,5 % Na₂O, 24,5 % CaO, 45,0 % SiO₂, 6 % P₂O₅ - варьируя состав, можно изменять их био­активность и резорбируемость) и материалы на основе гидроксиапатита (ГА) - Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ (плотная и по­ристая керамика) [19, 21].

Гидроксиапатит, Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂, входит в число немногих биоактивных материалов, и это означает, что он будет поддерживать врастание кости и остеоинте­грацию при использовании в ортопедических, стома­тологических и челюстно-лицевых имплантатах в силу своей высокой биосовместимости. В наибольшей сте­пени этим отличается ГА со структурой материала, об­разованной контактирующими друг с другом зернами размером от одного до нескольких сотен нанометров (наногидроксиапатит). В последние годы в литературе появился специальный термин - «нанокерамика био­совместимая» (англ. biocompatibnanoceramicsили nanostructuredbioceramics), обозначающий нанострук­турированный керамический материал, используемый в медицине для восстановления (замещения) повреж­денных твердых тканей [13, 40].

Одним из перспективных направлений является создание композитных материалов на основе бифазной керамики (БФК) с использованием разных связующих компонентов, биологически активных веществ, кото­рые обеспечивали бы остеоиндукцию остеопластиче­ского материала для образования матрицы, на которой будет формироваться костная ткань [30]. Среди ком­позиционной БФК наибольшее внимание уделяется системе «гидроксиапатит - трикальцийфосфат» (ГА - ТКФ), материалам на основе карбонатсодержащего гидроксиапатита (КГА) и октакальцийфосфата (ОКФ). Концепция бифазных композиционных материалов в системе «ГА - ТКФ» разработана, исходя из предполо­жения о возможности регулирования кинетики биоде­градации изменением соотношения менее (ГА) и более (ТКФ) растворимых фаз в одном материале. Раство­рение ТКФ-составляющей в жидкости организма спо­собствует процессу минерализации, и биологическое поведение БФК зависит от соотношения ГА/ТКФ [34].

Явление биоактивности определяется преимуще­ственно химическими факторами, такими как кри­сталлическая фаза и молекулярная структура матери­ала, а также физическими факторами - шероховатость и пористость поверхности материала. Еще в 1973 г. S.F. Hulbert et al. [24] предложили новую концепцию так называемой биологической фиксации скелетных имплантатов активным ростом кости на их поверх­ности. Материалами были оксидные керамические и углеродные соединения, а также металлы, покрытые стабильными оксидными слоями. Позднее определились с понятием биоактивности материалов, т.е. их способностью взаимодействовать с окружающей костью и образовывать с ней химическую связь [19, 20, 23, 33]. Ионообменная реакция между биоактивным имплантатом и окружающими телесными жидкостями приводит к образованию на нем слоя карбонатного апатита, который химически и кристаллографически эквивалентен минеральному составу кости. Такая способность имплантата инициировать образование фосфата кальция в условиях in vitro интерпретируется как первое указание на возможную биоактивность in vivo.

На поверхности биоактивного имплантата происходит ряд сложных и тесно взаимосвязанных процессов. Во-первых, там адсорбируются ионы и протеины, образуя на поверхности имплантата биопленку. Этот процесс сильно зависит от физико-химических характеристик поверхности, таких как топография (шероховатость, пористость, морфология и т.д.), химический состав, энергия, заряд. В результате, как количество, так и функциональность адсорбированных протеинов в значительной степени управляется поверхностью биоматериала. Адсорбированная биопленка способствует адгезии клеток, прикрепляющихся на протеины. Это осуществляется посредством интегринов, которые являются специфическими чрезмембранными рецепторами. Интегрины связываются с адгезивными протеинами на поверхности биоматериала и компонентами цитоскелета посредством их вне- и внутриклеточных доменов соответственно [23, 29]. Поверхность материала, ее биосовместимость тесно связана с адгезией остеогенных и мезенхимальных стволовых клеток на их поверхности [12, 26, 49]. Именно адгезия, а также распределение этих клеток будут влиять на их способность пролиферировать и дифференцироваться в остеобласты при контакте с имплантатом. Последнее является определяющим в процессе установки механически прочной границы раздела с полным слиянием между поверхностью имплантата и костной тканью без слоя фиброзной ткани, который обычно образуется на поверхности биоинертного металлического имплантата [16, 25, 35, 39, 41].

ТЕНДЕНЦИИ РАЗВИТИЯ БИОИМПЛАНТАЛОГИИ

В современной травматологии существуют два прин­ципиально различных подхода к решению проблемы лечения повреждений и заболеваний: 1) простая замена поврежденного участка кости имплантатом, вплоть до создания огромной биоинженерной конструкции, заме­щающей кость и смежные с ней суставы, или 2) созда­ние условий для регенерации (восстановления) кости в зоне повреждения с помощью имплантата.

Анализ современной литературы показывает, что оба направления все чаще связаны с биокерамикой, применение которой в медицине расширяется по мере углубления разработок в области химии и усовершен­ствования технологий производства материалов, близ­ких по своим свойствам к костной ткани.

Воспроизвести досконально морфологию костной ткани искусственно и, следовательно, достичь такого же, как у кости, сочетания биологических и механических свойств этого уникального композиционного материала  пока не представляется возможным, но биоматериалы, претендующие на роль имплантатов, должны удовлетво­рять требованиям, диктуемым описанными выше струк­турой, составом и свойствами костной ткани:

1) химические свойства - отсутствие нежелатель­ных химических реакций с тканями и межтканевыми жидкостями, отсутствие коррозии;

2) механические характеристики биоматериала должны быть близкими к таковым для кости - жест­кость (упругость) и трещиностойкость (например, раз­личие в упругости может привести к тому, что кость, находящаяся в контакте с имплантатом, утратит на­грузку, вследствие чего начнется ее резорбция);

3) биоактивность материала - отсутствие реакций со стороны иммунной системы, остеокондуктивность (способность к перемещению по поверхности матери­ала микрососудов, а затем и остеогенных клеток с об­разованием костной ткани, в том числе и внутри сквоз­ных пор оптимального размера) и остеоиндуктивность (способность материала к адгезии и дифференцировке мезенхимальных стволовых клеток, вплоть до остео­бластов, и стимуляции их остеогенной функции), что способствует «срастанию» с костной тканью.

Из всех синтетических материалов, которые можно использовать для имплантации, наиболее перспектив­ным является керамика на основе фосфатов кальция. Среди них гидроксиапатит не только биосовместим, но и наиболее биоактивен (особенно, если присутству­ет, как и в кости, в виде наноразмерных кристаллов). Однако основным недостатком керамики является ее хрупкость, поэтому самым рациональным в создавшей­ся ситуации будет применение композитов «гидроксиа­патит - полимер», которые обладают близкими к кости механическими свойствами и высокой биоактивностью

Наилучшими при создании ортопедических устройств для опорно-двигательного аппарата, испы­тывающего значительные механические нагрузки, яв­ляются биоинертные металлы и сплавы с кальций-фос- фатным покрытием, обеспечивающим биологическую совместимость и выраженную биологическую актив­ность в образовании костной ткани вокруг металла. Здесь просматриваются два направления исследований:

1.  Разработка эндопротезов суставов, металличе­ская несущая часть которых покрывается керамикой с целью остеоиндукции и образования обширной кост­ной муфты, обеспечивающей надежный контакт ме­талла с костной тканью на максимальной площади, чем исключается несостоятельность фиксации элемен­тов сустава на кости на долгие годы (30 лет и более).

2.  Разработка интрамедуллярных имплантатов для замещения обширных дефектов костной ткани после травмы или радикальных резекций при ортопедиче­ских или онкологических операциях. Ввиду хрупкости современной керамики ею покрывают металлическую подложку (титан, нержавеющая сталь). Подобное по­крытие призвано индуцировать репаративный остеоге­нез вокруг имплантата, способствуя тем самым запол­нению обширных дефектов кости. Созданная таким образом вокруг имплантата муфта обеспечивает опти­мальные условия для сращения переломов костей или ложных суставов, формирование дистракционного ре­генерата (при необходимости удлинения конечности) в самые короткие сроки [7].

Основное биологическое достоинство ГА-покрытий - это усиление образования кости, ускоренное связывание между поверхностью имплантата и окружающей тканью и снижение потенциально вредного высвобождения ио­нов металлов. Он также создает сильные связи на гра­нице раздела с титановыми имплантатами, что, возмож­но, объясняется наличием некоторой химической связи между гидроксиапатитом и титановой подложкой [27].

Методы нанесения биоактивного покрытия на им­плантаты многочисленны. Современная литература показывает, что наиболее часто используют базовые технологии для нанесения гидроксиапатита : микро­дуговое оксидирование, магнетронное напыление, формирование композитных полимерных покрытий, вакуумно-дуговое напыление в условиях короткоим­пульсного высокочастотного плазменно-иммерсион­ного ионного ассистирования. Технология покрытия определяет механические свойства покрытия и наряду с физико-химическими характеристиками поверхно­сти имплантата определяют успех работы хирурга в травматологии и ортопедии [1, 2, 3, 44, 45, 51, 52].

К недостаткам таких имплантатов относится необ­ходимость повторной операции для их удаления через 3-6 месяцев после консолидации перелома. Естествен­но, напрашивается решение данной проблемы путем создания подобного интрамедуллярного имплантата из прочного композиционного материала, который по мере заполнения дефекта собственной костью посте­пенно подвергается резорбции.

Применение того или иного материала зависит как от медико-биологических характеристик костного дефекта, так и от конкретного клинического случая. Следовательно, для решения многочисленных кли­нических задач необходимо наличие целого спектра биоматериалов. Выбор из них максимально удовлет­воряющего требованиям конкретного случая позволит хирургу перейти от реконструктивно-заместительного принципа лечения на более высокий уровень - к инже­нерии костной ткани (тканевой инженерии).

В настоящее время, тканевая инженерия является од­ной из наиболее молодых отраслей медицины и базирует­ся на принципах молекулярной биологии и генной инже­нерии. 

Используемый в ней междисциплинарный подход направлен, в первую очередь, на создание новых био­композиционных материалов для восстановления утра­ченных функций отдельных тканей или органов в целом [28, 36]. Основные принципы такого подхода заключа­ются в разработке и применении при имплантации в по­врежденный орган или ткань носителей из биодеградиру­ющих материалов, которые используются в сочетании с донорскими клетками и/или биоактивными веществами. В последние годы разработаны технологии выделения ростовых факторов, таких как трансформирующий фак­тор-бета-3, и их аналогов - костных морфогенетических протеинов - bone morphogenic proteins (BMPs/BMP-2 и BMP-7 (OP-1)), что позволяет использовать их в клиниче­ской практике для расширения зоны и увеличения скоро­сти костной репарации при проведении трансплантации.

Формирование костной ткани для последующего при­менения в клинической практике впервые продемонстри­ровано в 1965 г [46, 49]. Позже были выделены BMPs, которые могли стимулировать дифференцировку мезен­химальных стволовых клеток в клетки-предшественни­ки остеогенеза с последующим формированием костной ткани [50]. Человеческая cDNA BMP-7 (OP-1) была син­тезирована в 1990 г Следующим стал рекомбинантный человеческий остеогенный протеин-1 (recombinant human osteogenic protein-1 (rhOP-1)), индуцирующий in vivo фор­мирование новой костной ткани и обладающий схожей специфической активностью с натуральным остеоген­ным протеином, стимулируя пролиферацию и диффе- ренцировку остеобластов in vitro. Он способен вызывать образование костной ткани посредством стимуляции ме­зенхимальных стволовых клеток и их дальнейшей диф- ференцировки в клетки-предшественники остеогенеза. Введение rhOP-1 в область дефекта кости и в зону пере­лома привело к полному восстановлению кости через 30 месяцев. Данный материал использован австралийскими учеными в исследованиях, проведенных у пациентов с переломами длинных трубчатых костей. В 65 % случаев наблюдалось полное восстановление дефекта костной ткани. Интраоперационное применение клеточных тех­нологий на основе взрослых стволовых клеток получило широкое распространение при лечении старых и много­оскольчатых переломов. Основанием для такого лечения являются достоверные данные о содержании клеток- предшественников остеогенеза в костном мозге взрослого человека - 1 клетка на 23 000 [5, 8]. Эта манипуляция мо­жет проводиться непосредственно у операционного стола, что позволяет незамедлительно использовать полученные клетки. Теоретически использование взрослых клеток- предшественников остеогенеза в достаточном количестве в комбинации с подходящей матрицей может быть более эффективным, чем традиционная аутологичная пересадка костной ткани. Это связано с тем, что остеогенные стволо­вые клетки способны сразу же начать пролиферировать и покрывать костную неоматрицу без необходимости удале­ния «старой» матрицы, присутствующей при аутологич­ной пересадке костной ткани.

По-видимому, одной из основных задач тканевой инженерии в области лечения костных патологий бу­дет создание искусственных композитов, способных в сочетании с биоактивными молекулами (костными морфогенетическими белками, факторами роста и т.д.) индуцировать остеогенез, а при восстановлении суставных поверхностей и хондрогенез (последнее направление пока не находит практического примене­ния). При этом такие материалы должны иметь ряд не­обходимых свойств кости [6, 31,48]:

•   выполнять и поддерживать (scaffold) объем дефекта;

•   обладать остеоидуктивностью, т.е. активно по­буждать остеобласты к формированию костного ма­трикса и мезенхимальные клетки к дифференцировке в остеогенные клетки;

•   иметь хорошие показатели биосовместимости, т.е. быть биодеградируемыми и не вызывать у реципиента воспалительных реакций.

Совокупность этих свойств позволит таким мате­риалам параллельно с опорной функцией обеспечивать биоинтеграцию - врастание клеток и сосудов в струк­туры имплантата (остеокондуктивность) - и стимули­ровать образование костной ткани вокруг имплантата на значительном протяжении (остеоиндуктивность),

Производство имплантатов должно быть доста­точно дешевым, а клиническое использование при наличии остеоиндуктивных возможностей реально гарантировать консолидацию поврежденной кости в самые короткие сроки. 

Консолидация простого пере­лома длинных трубчатых костей не должна превышать 3-4-х недель, а формирование дистракционного реге­нерата при удлинении кости, время его минерализации до такого уровня, который позволит снять аппараты внешней фиксации, должно стремиться к нулю (про­цесс минерализации должен совпадать с процессом формирования органического матрикса).

ЛИТЕРАТУРА

1.  Остеоиндуктивные покрытия на основе фосфатов кальция и перспективы их применения при лечении политравм / В.В Агаджанян, С.И. Твер- дохлебов, Е.Н. Больбасов, В.П. Игнатов, Е.В. Шестериков // Политравма. 2011. № 3. С. 5-13.

2.  Аронов А.М., Больбасов Е.Н., Гузеев В.В. Биокомпозиты на основе сополимера тетрафторэтилена с винилиденфторидом,наполненного гидрок­сиапатитом, и возможность их применения в качестве покрытия для интрамедуллярных имплантатов // Мед. технол. 2010. № 3. С. 5-13.

3.  Аронов А.М., Пичугин В.Ф., Твердохлебов С.И. Методические основы разработки и организации производства медицинских изделий. Томск : Ветер, 2007. 334 с.

4.  Баринов С.М. Керамические и композиционные материалы на основе фосфатов кальция для медицины // Успехи химии. 2010. Т. 79, № 1. С. 15-32. Barinov S.M. Keramicheskie i kompozitsionnye materialy na osnove fosfatov kal'tsiia dlia meditsiny [Ceramic and composite materials based on calcium phosphates for medicine] // Uspekhi Khimii. 2010. T. 79, N1. S. 15-32.

5.  Гольдберг Е.Д., Дыгай А.М., Шахов В.П. Методы культуры ткани в гематологии. Томск : изд-во Томского ун-та, 1992. 264 с.

6.  Миронов С.П., Гинцбург А.Л., Еськин Н.А. Остеоиндуктивные имплантаты на основе биокомпозитных матриксов и рекомбинантных костных морфогенетических белков (RHBMP). Состояние вопроса, перспектива применения в травматологии и ортопедии // Сборник тезисов IX съезда травматологов-ортопедов : в 3-х т. Саратов, 2010. Т. III. С. 1122-1123.

7.  Попков А.В., Попков Д.А. Биоактивные имплантаты в травматологии и ортопедии. Иркутск : НЦРВХ СО РАМН, 2012. 438 с.

8.  Фриденштейн А.Я. Стромальные клетки костного мозга и кроветворное микроокружение// Архив патологии. 1982. Т. 44, № 10. С. 3-11.

9.  Шевцов В.И., Попков А.В. Оперативное удлинение нижних конечностей. М.: Медицина, 1998. 192 с.

10.    Шевцов В.И. Швед С.И., Сысенко Ю.М. Чрескостный остеосинтез при лечении оскольчатых переломов. Курган, 2002. 331 с.

11.    Инвалидность вследствие травм и заболеваний опорно-двигательной системы и пути ее профилактики в Российской Федерации / И.В. Шведовченко, В.П. Шестаков, Н.Н. Лебедева, И.И. Никитченко, А.А. Свинцов // Сборник тезисов IX съезда травматологов-ортопедов. Саратов, 2010. С. 1043-1044.

12.    Anselme K., Noel B., Hardouin P. Human osteoblast adhesion on titanium alloy, stainless steel, glass and plastic substrates with same surface topography // J. Mater. Sci. Mater. Med. 1999. Vol. 10, No 12. P. 815-819.

13.    Bauer T.W., Muschler G.F. Bone graft materials. An overview of the basic science // Clin. Orthop. Relat. Res. 2000. No 371. P. 10-27.

14.    Internalization of hydroxyapatite nanoparticles in liver cancer cells / I.W. Bauer, S.P Li, Y.C. Han, L. Yuan, M.Z. Yin // J. Mater. Sci. Mater. Med. 2008. Vol. 19, No 3. P. 1091-1095.

15.    Bone tissue engineering for bone defect therapy / A.M. Boos, A. Arkudas, U. Kneser, R.E. Horch, J.P Beier // Handchir. Mikrochir. Plast. Chir. 2010. Vol. 42, No 6. P 360-368.

16.    Caton J. Comment etablir un plan d’egalisation? Elements du choix // Les inegalites de longueur des membres / Sous la direction de A. Dimeglio, J. Caton, C. Herisson, L. Simon. Paris: Masson, 1994. P 174-176.

17.    Curran A.R., Kuo K.N., Lubicky J.P. Silmultaneous ipsilateral femoral and tibial lengthening with the Ilizarov method // J. Pediatr. Orthop. 1999. Vol. 19, No 3. P. 386-390.

18.    A histological and histomorphometrical investigation of fluorapatite, magnesiumwhitlockite, and hydroxylapatite plasma-sprayed coatings in goats / W.J. Dhert, C.P. Klein, J.A. Jansen, E.A. van der Velde, R.C. Vriesde, PM. Rozing, K. de Groot // J. Biomed. Mater. Res. 1993. Vol. 27, No 1. P 127-138.

19.    A comparison of two osteotomy techniques for tibial lengthening / L. Eralp, M. Kocaoglu, K. Ozkan, M. Turker // Arch. Orthop. Trauma Surg. 2004. Vol. 124, No 5. P. 298-300.

20.    Glorion Ch. Complications des allongements des membres // Cahiers d’enseignement de la SOFCOT. Elsevier, 2000. P. 165-182.

21.    Greenspan D.C., Hench L.L. Chemical and mechanical behavior of bioglass-coated alumina // J. Biomed. Mater. Res. 1976. Vol. 10, No 4. P 503-509.

22.    Gross K.A., Ray N., Rakkum M. The contribution of coating microstructure to degradation and particle release in hydroxyapatite coated prostheses // J. Biomed. Mater. Res. 2002. Vol. 63, No 2. P. 106-114.

23.    The ultrastructure of the interface between a glass ceramic and bone / U. Gross, J. Brandes, V. Strunz, I. Bab, J. Sela // J. Biomed. Mater. Res. 1981. Vol. 15, No 3. P 291-305.

24.    Les allongements progressifs de l’avant-bras chez l’enfant. A propos d’une serie de 14 cas / F. Launay, J.L. Jouve, E. Guillaume et al. // Rev. Chir. Orthop. 2001. Vol. 87. P. 786-795.

25.    Hench L.L. Bioceramics // J. Amer. Ceram. Soc. 1998. Vol. 81, No 7. P 1705-1728.

26. Attachment of prostheses to the musculoskeletal system by tissue ingrowth and mechanical interlocking / S.F. Hulbert, F.W. Cooke, J.J. Klawitter, R.B. Leonard, B.W. Sauer, D.D. Moyle, H.B. Skinner // J. Biomed. Mater. Res. 1973. Vol. 7, No 3. P. 1-23.

27.    Histologic evaluation of the osseous adaptation to titanium and hydroxylapatite-coated implants / J.A. Jansen, J.P. van der Waerden, J.G. Wolke, K. de Groot // J. Biomed. Mater. Res. 1991. Vol. 25, No 8. P. 973-989.

28.    In vitro attachment of osteoblast-like cells to osteoceramic materials / J.C. Keller, J.G. Collins, G.G. Niederauer, T.D. McGee // Dent. Mater. 1997. Vol. 13, No 1. P. 62-68.

29.    Khor K.A., Cheang P., Wang Y Plasma spraying of combustion flame spheroidized hydroxyapatite (HA) powders // J. Therm. Spray Technol. 1998. No 7. P. 254-260.

30.    Langer R., Vacanti J.P. Tissue engineering // Science. 1993. Vol. 260, No 5110. P 920-926.

31.    The effect of hydroxyapatite nanocrystals on microvascular endothelial cell viability and functions / S. Pezzatini, R. Solito, L. Morbidelli, S. Lamponi, E. Boanini, A. Bigi, M. Ziche // J. Biomed. Mater. Res. A. 2006. Vol. 76, No 3. P. 656-663.

32.    Plenk H. Jr. Prosthesis-bone interface // J. Biomed. Mater. Res. 1998. Vol. 43, No 4. P 350-355.

33.    Pourbaix M. Electrochemical corrosion of metallic biomaterials // Biomaterials. 1984. Vol. 5, No 3. P. 122-134.

34.    Reddi A.H. Role of morphogenetic proteins in skeletal tissue engineering and regeneration // Nat. Biotechnol. 1998. Vol. 16, No 3. P 247-252.

35.    Tibial lengthening and concomitant foot deformity correction in 14 patients with permanent deformity after poliomyelitis / H.R. Song, V. Myrboh, C.W. Oh, S.T. Lee, S.H. Lee // Acta Orthop. 2005. Vol. 76, No 2. P 261-269.

36.    Bioactivity of gel-glass powders in the CaO-SiO2 system: a comparison with ternary (CaO-P2O5-SiO2) and quaternary glasses (SiO2-CaO-P2O5-Na2O) / P Saravanapavan, J.R. Jones, R.S. Pryce, L.L. Hench // J. Biomed. Mater. Res. 2003. Vol. 66, No 1. P 110-119.

37.    Lower limb deformities in children: two-stage correction using Taylor spatial frame / M. Sluga, M. Pfeiffer, R. Kotz, S. Nehrer // J. Pediatr. Orthop. 2003. Vol. 12, No 2. P. 123-128.

38.    Gap healing enhanced by hydroxyapatite coating in dogs / K. S0balle, E.S. Hansen, H. Brockstedt-Rasmussen, V.E. Hjortdal, G.I. Juhl, C.M. Pedersen, I. Hvid, C. Bunger // Clin. Orthop. Relat. Res. 1991. No 272. P 300-307.

39.    Spector M. Basic principles of scaffolds in tissue engineering // Tissue Engineering. Applications in Oral and Maxillofacial Surgery and Periodontics / Eds. S.E. Lynch, R.E. Marx, M. Nevins, L.A. Lynch. 2nd ed. Chicago: Quintessence Publishing, 2006. P 26-32.

40.    Steinemann S.G. Corrosion of surgical implants - in vivo and in vitro tests // Evaluation of Biomaterials / Eds. G.D. Winter, J.L. Leray, K. de Groot. Chichester: John Wiley & Sons, 1980. P 1-34.

41.    Stanitski D., Dixon D., Stanitski C. Fibular hemimelia: guidelines for treatment based on a new classification // ASAMI First International Meeting. New Orleans, 1998. P. 53.

42.    The effect of hydroxyapatite coating on ingrowth of bone into cavities in an implant / PK. Stephenson, M.A. Freeman, PA. Revell, J. Germain, M. Tuke, C.J. Pirie // J. Arthroplasty. 1991. Vol. 6, No 1. P. 51-58.

43.    Suchanek W., Yoshimura M. Processing and properties of hydroxyapatite-based biomaterials for use as hard tissue replacement implants // J. Mater. Res. 1998. Vol. 13, Iss. 1. P 94-117.

44.    Biologic response to hydroxylapatite-coated titanium hips. A preliminary study in dogs / K.A. Thomas, C.D. Cook, R.J. Kay, M. Jarcho // J. Arthroplasty. 1989. Vol. 4, No 1. P. 43-53.

45.    Thull R. Titan in der Zahnheikunde-Grundlangen // Zahnarztl. Mitt. 1992. Vol. 82. P 40-45.

46.    Williams D.F. Corrosion of Implant Materials // Ann. Rev. Mater. Sci. 1976. Vol. 6. P. 237-266.

47.    Research of the surface properties of the thermoplastic copolymer of Vinilidene Fluoride and Tetrafluoroethylene modified with radio-frequency magnetron sputtering for medical application / S.I. Tverdokhlebov, E.N. Bolbasov, E.V. Shesterikov, A.I. Malchikhina, V.A. Novikov, YG. Anissimov // Applied Surface Science. 2012. Vol. 263, No 1. P 187-194.

48.    Hybrid method for the formation of biocomposites on the surface of stainless steel implants / S.I. Tverdokhlebov, V.P Ignatov, I.B. Stepanov, D.O. Sivin, D.G. Petlin // Engineering. 2012. Vol. 4, No 10. P. 613-618.

49.    Urist M.R. Bone: formation by autoinduction // Science. 1965. Vol. 150, No 3698. P. 893-899.

50.    Urist M.R., Strates B.S. Bone morphogenetic protein // J. Dent. Res. 1971. Vol. 50, No 6. P 1392-1406.

51.    Yannas I.V. What criteria should be used for designing artificial skin replacements and how well do the current grafting materials meet these criteria? // J. Trauma. 1984. Vol. 24, Suppl. No 9. P. S29-39.

52.    Time-dependent morphology and adhesion of osteoblastic cells on titanium model surfaces featuring scale-resolved topography / O. Zinger, K. Anselme, A. Denzer, P Habersetzer, M. Wieland, J. Jeanfils, P Hardouin, D. Landolt // Biomaterials. 2004. Vol. 25, No 14. P 2695-2711.

Сведения об авторе:

Теги: имплант
234567 Начало активности (дата): 21.12.2023 13:14:00
234567 Кем создан (ID): 989
234567 Ключевые слова:  имплант, биокерамика, остеоиндукция, остеокондукция, биополимеры, нанопокрытия, костный морфогенетический белок, биоактивность
12354567899