Пластичні матеріали: застосування при кісткових дефектах

Размещено на http://www.allbest.ru/

Пластичні матеріали: застосування при кісткових дефектах

В.В. Кіщук

На початку XX ст. розпочались розробки методів з метою ліквідації посттравматичних дефектів кісток черепа різного походження.

Спочатку для облітерації порожнин застосовувались місцеві м'які тканини, зокрема H.P. Моshеr (1911) одним із перших для цього використав м'язово-періо-стальний клапоть на передній живлячій ніжці, O. Роррег (1935) - такий самий клапоть, взятий із заднього краю завушного розрізу. T. РаЦа (1963) модифікував цей метод, заповнюючи кісткову порожнину періостально-м'язовим клаптем на ніжці. F.R. Guilford (1961) застосував великий м'язово-сполучнотканинний клапоть для облітерації великих порожнин і менший клапоть для заповнення малих порожнин. Ці методи пластики в різних модифікаціях використовуються донині.

B. Ма^иії та співавтори (1961) визначили критерії для ідеального пластичного матеріалу: доступність для забору; добре сприймання тканинами господаря; відсутність тенденції перфорувати шкіру чи слизову оболонку, знижена травматичність, нездатність деформуватись і розсмоктуватись, відсутність імунологічної реакції; стерильність.

Згідно з даними J.B. Roberson та співавторів (2003), ідеальний матеріал для облітерації кісткових порожнин повинен стимулювати формування нової кісткової тканини на місці операції; бути інертним наповнювачем, без додаткової стимуляції запальної реакції; не мати небажаних системних або локальних ефектів; бути простим у використанні та відносно недорогим.

Однак і тепер одним з ключових залишається питання про пластичні матеріали, які використовуються для заповнення кісткового дефекту та порожнин. В сучасній ЛОР-хірургії для пластики післяопераційних трепанаційних порожнин кістки застосовують м'які, кісткові, хрящові ауто- і го- мотрансплантати та штучні матеріали [4,15].

Одним із методів виповнення кісткових дефектів (КД) є застосування трансплантатів з м'язової тканини. Оскільки одна м'язова тканина при пересадці у кісткову порожнину спочатку значно набухає, спонукаючи ріст грануляцій, а потім легко атрофується чи некротизується через відсутність кровопостачання та денервацію, для мастоїдопластики береться тканина м'язу в комбінації з фасцією чи окістям зовнішньої поверхні соскоподібного відростка. Рідше м'язову тканину використовують як вільний трансплантат, наприклад, скроневий і кива- льний м'язові клапті, м'язово-сполучнотканинний клапоть. В останньому випадку значно підвищується ризик їх некрозу та відторгнення через відсутність кровопостачання.

Також можливе застосування жирових трансплантатів, узятих з черевної стінки. Гістологічні дослідження та експерименти на тваринах засвідчили, що жирова тканина в КП заміщується молодою сполучною тканиною, багатою на колаген і фібробласти. Деякі хірурги комбінують жирову тканину з аутокістковою пастою. Однак недоліками застосування жирової тканини є необхідність додаткової операції для отримання шматочків жиру з черевної стінки та можливий некроз трансплантату, його розсмоктування із заміщенням рубцевою тканиною.

Гарні результати показала пересадка вільних аутотрансплантатів, взятих із крила клубової кістки [4, 5]. Однак така методика є складною, оскільки вимагає проведення додаткового хірургічного втручання з використанням окремого стерильного хірургічного набору, процедури часткового вимивання кісткового мозку з цієї кістки, стерильних умов в порожнині середнього вуха. При взятті аутотрансплантату потрібно остерігатись розсічення періосту як з боку тазу, так і з боку сідничної ділянки, щоб запобігти можливому виникненню розшаровуючої гематоми. У жінок порожнина після взяття кісткової тканини потребує дренування резиновою трубкою, оскільки у них гребінь крила клубової кістки завжди ширший, а кількість кісткового мозку більша, ніж у чоловіків, при цьому кровотеча більш інтенсивна.

Аутокістка - це найкращий матеріал для облітерації кісткових порожнин, але її використання обмежене необхідністю завдавати додаткової травми хворому, а при використанні електробуру виникають труднощі зі збиранням та обробленням кісткового порошку. Аутокісткова стружка та паста забезпечують природну кісткову індукцію та остеонеогенез кістки. Незважаючи на обнадійливі результати, деякі автори відмовилися від їх використання для облітерації післяопераційних трепанаційних порожнин та кісткових дефектів через високий відсоток випадків післяопераційної інфекції (16%) та часту резорбцію імплантованої кісткової тканини [30].

Одним із кращих матеріалів для заповнення КД J.L. Domhoffer та співавтори (1999, 2004) вважають аутохрящ з охрястям переділки носа, козелка та вушної раковини, який після трансплантації заміщується губчатою кістковою тканиною. Хрящові фрагменти викроюють у вигляді палісаду і складаються між собою так, щоб вони тримались на охрясті; такий трансплантат вкладається в КД, однак його кількість обмежена і часто недостатня для облітерації порожнини. Тому деякі автори комбінують його з кістковою пастою та стружкою, а деякі - з частково демінералізованим кістковим матриксом. Для розв'язання проблем, пов'язаних із використанням аутокістки, було запропоновано методики алокісткової облітерації. Добрі пластичні властивості виявлені в алогенного кісткового матриксу, насиченого розчином антибіотиків. Частково декальциновані кісткові алотрансплантати застосовували П.В. Нечипоренко та співавтори [14]. Деякі автори для пластики використовували алогенний формалінізований хрящ або алогенний формалінізований хрящ із м'язово-періостальним клаптем.

Однак формалінізовані кісткові і хрящові гомотканини не стали поширеними в пластичній хірургії ЛОР-органів. Доведено канцерогенність формальдегіду для слизових оболонок дихальних шляхів. Він сприяє також прояву канцерогенності інших мутагенів, шкідливо діє на генетичний матеріал клітин, при цьому вираженість дисплазії клітин не залежить від термінів експозиції на трансплантат і концентрації формальдегіду [5].

Нові можливості у відновлені кісткових дефектів можуть надати біоінженерні конструкції на основі використання носіїв (скаффолдов, матриць) природного або синтетичного походження, заселених живими клітинами пацієнта, серед яких найбільш перспективними можуть вважатися мульти- потентні мезенхімні стромальні клітини (МСК). МСК володіють високим проліфе- ративним потенціалом і здатністю вступати в диференціювання в остеогенних, хондро- генних і адіпогенних напрямках [1, 2].

Найбільш поширеним джерелом отримання МСК для аутологічного застосування в даний час є кістковий мозок, хоча вони можуть бути виділені і з інших тканин дорослої людини - жирової [15] і м'язової, синовіальної мембрани, дерми, периферичної [15] і кордової [17] крові та ін. Жирова тканина (ЖК) має низку переваг перед іншими джерелами МСК, включаючи кістковий мозок. Серед них в першу чергу можна виділити мінімальну інвазивність процедури отримання, високий вміст клітин - попередників і можливість отримати матеріал в кількостях, достатніх для трансплантації. Встановлено, що мезенхімні стромальні клітини жирової тканини (МСК ЖТ) дорослої людини за проліферативними і диференціальними властивостями мало відрізняються від МСК кісткового мозку [1].

Ефективність формування кісткової тканини з використання підходів тканинної інженерії залежить не тільки від особливостей заселених клітин, але і від властивостей підтримуючої матриці [3]: біосумісності, механічних параметрів, адгезивності, здатності підтримувати проліферацію експлан- тованих клітин in vitro та in vivo, а також їх вступ в диференціювання. В даний час в щелепно-лицевій хірургії в якості остеопластичного матеріалу застосовується ряд природних і синтетичних сполук, таких як колаген, гідроксіапатит, полімери молочної та гліколевої кислот, неорганічні полімери на основі трикальційфосфату, а також комбінації перерахованих компонентів. Кожен з цих матеріалів має свої позитивні і негативні властивості, тому використання конкретного біоматеріалу як клітинного носія завжди є ситуацією вибору. Особливу увагу при цьому слід приділяти здатності мат- риць-носіїв до підтримки адгезії і проліферації клітин, а також забезпечення їх тривимірної орієнтації.

З 1997 р. в тканинному банку ЦІТО виготовляються демінералізовані ліофілізо- вані кісткові імплантати (ДКІ) аллогенного походження з фрагментів довгих кісток за оригінальною технологією. Однією з головних особливостей даного матеріалу є метод його стерилізації на заключній стадії виготовлення потоків швидких електронів дозою поглинання 20-25 кГр. Ця технологія дозволяє отримувати стерильний пластичний біологічно активний матеріал зі збереженими остеокондуктивними і остеоіндук- тивними властивостями. При створенні варіантів аллоімплантів з різною геометрією (пластини, стружка, «щебінка» і т.д.) і ступенем демінералізації готові до клінічного використання пластичні матеріали розрізняються за біомеханічними характеристиками і вираженістю остеокондуктивних і остеоіндуктивних властивостей. Подібні варіанти пластичних матеріалів дозволяють хірургам підбирати найбільш підходящий матеріал в кожному конкретному випадку у хворих з різною кістковою патологією.

Пластику дефектів черепа травмованих дітей свіжою аутокісткою черепа [1] можна розцінювати або як акт відчаю, коли у хірургів «немає під рукою» будь-якого пластичного матеріалу, який можна використовувати для закриття дефекту, або як свідчення відсутності у лікарів сучасної інформації про тактику лікування цього контингенту травмованих дітей. Недоліки цього методу очевидні, відомі і досить істотні - явища атрофії і витончення країв кістки, що виникають при взятті у дитини аутотканини, і відповідне збільшення дефекту черепа, а також непридатність цього методу для закриття великих дефектів черепа [4]. Забір аутотканини з інших відділів скелета аж ніяк не є панацеєю і загрожує тривалим больовим синдромом, появою ускладнень в місці забору тканини, значним збільшенням часу операції. Широкому використанню брефотканини (тканин від плодів людини на терміні вагітності 1822 тижнів), перешкоджає громадська думка. Не викликає сумнівів ефективність подібного роду пластичних матеріалів, однак полеміка, що стосується морально-етичних проблем цього методу пластики, прийняла в нашому суспільстві вкрай гострий характер, в зв'язку з чим цей перспективний напрямок медицини або змушений переходити на напівлегальне становище, або припиняти всілякі дослідження.

Висока гігроскопічність ліофілізова- них аллоімплантатів дозволяє проводити їх регідратацію розчином гідрокортизону, що зводить до мінімуму реакції реципієнтів на трансплантований матеріал. Матеріал має помірну реактивністю, але не викликає реакції відторгнення. На відміну від заморожених склепінь черепа, які до сих пір переважно використовують в нейрохірургії, ці імплантати виявилися дуже пластичним матеріалом з усіма властивостями деміне- ралізованої кістки. Кінцевим результатом кістково-пластичних операцій з використанням «Перфооста^» у всіх спостережуваних хворих з'явилася перебудова ДКІ з формуванням органотипової кістки в області колишнього дефекту.

Гомотрансплантати утримують в собі накопичені за період життя донорів важкі метали, радіоактивні ізотопи, можуть бути інфіковані латентною вірусною інфекцією. Нерідко їх застосування супроводжується реакцією відторгнення трансплантату, результатом чого є післяопераційні ускладнення та їх резорбція [18]. Тому в останні роки алотрансплантати використовуються все рідше.

Із синтетичних матеріалів в сучасній ЛОР-хірургії для пластики використовують біосумісні біоактивні матеріали, тобто ті, які не впливають негативно на організм та здатні утворювати безпосередні біохімічні зв'язки з навколишніми тканинами [15].

Біоактивність неорганічних матеріалів була вперше виявлена при дослідженні синтетичного гідроксиапатиту (ГАП) в 70-ті роки ХХ ст. Цей матеріал застосовують в остеопластиці при різних захворюваннях кісток [6-12, 16, 17], в щелепно-лицьовій хірургії [24], нейрохірургії [21, 24] для реконструкції краніофаціального скелета і в оториноларингології при реконструктивних втручаннях на вусі [23, 37]. Синтетичний ГАП є близьким аналогом мінеральної речовини, що належить до складу кістки. Хоча до повної аналогії цих речовин досить далеко [26, 36], однак в дослідах in vitro (в чашці Петрі з фізіологічним розчином) можна спостерігати, що колаген приєднується кінцями своїх волокон до ГАП настільки міцно, що при їх роз'єднанні завжди рветься волокно колагену, але ніколи - місце його з'єднання з апатитом. Більш детальні дослідження свідчать, що це відбувається внаслідок утворення на поверхні синтетичного ГАП мікрокристалів, подібних біомі- нералу кістки, до яких і приєднується колаген. Важливо зазначити, що чим вища температура спікання синтетичного ГАП і чим досконаліші його кристали, тим повільніше відбувається цей процес [27, 31].

Вивчення властивостей та результатів імплантації синтетичного ГАП та подібних йому матеріалів засвідчило нетоксичність більшості з них, відсутність імунних та інших негативних реакцій організму, змін у роботі нирок, печінки та інших органів при імплантації навіть значної кількості таких матеріалів [11]. Тому синтетичний керамічний ГАП став одним із найпоширеніших матеріалів для облітерації КД [23, 37]. Деякі хірурги комбінували цей пластичний матеріал з м'язово-періостальним клаптем [29, 32], кістковою пастою. посттравматичний череп трансплантат кістка

Однак поступово було з'ясовано також недоліки ГАП як імплантаційного матеріалу. Вони пов'язані здебільшого з тим, що ГАП (особливо, спечений керамічний ГАП) є прикладом поверхнево-біоактивних матеріалів, тобто утворені зв'язки з кістковою тканиною, як і сам апатит, залишаються практично незмінними в організмі досить тривалий час. Наприклад, при імплантації спеченої кераміки з ГАП на 8 років в стегнову кістку собаки були виявлені лише сліди поверхневої резорбції. При імплантації пористої кераміки, гранул або порошку ГАП вони добре проростають кісткою (внаслідок високої остекондуктивності), однак навіть через тривалий термін (кілька років і більше) місце імплантації є кістково- керамічним комплексом, структура і властивості якого істотно відрізняються від властивостей кістки [20, 22, 25].

В деяких випадках спостерігаються лімфогістіоцитарна інфільтрація в місці введення матеріалу, утворення фіброзної сполучної тканини замість кісткової [13]. В той самий час високодисперсний ГАП більш інтенсивно взаємодіє з організмом, проте він дуже незручний у використанні - має занадто малу насипну щільність, що не дає можливості помістити його достатню кількість в дефект кістки, він легко вимивається кров'ю з рани, заважає її ушивати. Використання композитів з високодисперсного порошку з колагеном або іншою органічною сполукою також виявляється неефективним, оскільки кількість органічного компонента, який застосовують залежно від умов отримання зручних фізико-механічних властивостей, набагато більша, ніж потрібно для синтезу кістки, а його якість не відповідає оптимальній з погляду імунної сумісності. Тому при використанні композитів, до складу яких належать біополімери, можливі прояви імунологічної несумісності з боку організму. Також виникають труднощі при стерилізації та зберіганні композитів [8].

За даними S.F. Estrem (1999), Н. Takahashi (2007), витіснення ГАП з обліте- рованої порожнини відбувається в 25-26,5% випадків [23].

Згадані недоліки ГАП, а також досвід його застосування та дослідження стали основою для розроблення та вивчення інших біоактивних керамічних матеріалів. Тому були запропоновані матеріали, біоак- тивність яких близька до ГАП, але швидкість резорбції набагато вища і відбувається до кінця з утворенням нової кісткової тканини (біоактивні матеріали, які резорбують- ся) [6, 13, 28].

До цих матеріалів належать, перш за все, кальційфосфатні кераміки на основі а- і Р-трикальційфосфату Са3(РО4)2, октакаль- ційфосфату Са+Н (РО4)3»5Н2О, дигідрока- льційфосфату СаНРО4»2Н2О, аморфного кальційфосфату (Са(НРО4)3х-2»(РО4)2-2х

[33]. Ці матеріали також утворюють безпосередні біохімічні зв'язки з навколишньою кісткою, і при резорбції імплантату ці зв'язки поновлюються. Продукти біодегра- дації при резорбції матеріалу використовуються остеобластами та остеоцитами для побудови нової кісткової тканини [35].

Експериментальне застосування цементу альфа-трикальційфосфату для облітерації кісткових порожнин морських свинок виявило його біосумісність, але відсутність остеокондуктивних властивостей [36].

З усіх кальційфосфатів найбільш стабільний в умовах внутрішнього середовища організму наноструктурний ГАП, а найшвидше розчиняються аморфний кальційфо- сфат та сульфат кальцію СаSО4, термін повної резорбції якого становить 4-6 тижнів. Він вважається остеоіндуктивним матеріалом, тобто здатен викликати і стимулювати остеогенез. У наноструктурного ГАП та інших кальційфосфатних керамік така властивість проявляється тільки при додаванні в матеріал живої кістки, а саме - остеоцитів або недиференційованих кісткових клітин, хоча можна зазначити, що така можливість майже автоматично реалізується при імплантації кальційфосфатних керамік у дефект кістки. Через надто швидку резорбцію, яка перевищує швидкість відновлення кістки, кальційфосфатні кераміки для заповнення кісткових дефектів не використовуються самостійно, а лише в суміші з ГАП, іншими біоактивними кераміками або подрібненою кісткою [13]. Особливо ефективно застосовувати сульфат кальцію як мембрану, тобто наносити хірургічний гіпс зверху на біокерамічні гранули чи блок, який заповнює дефект кістки, після чого гіпс швидко твердне, перешкоджаючи міграції біоактив- ної кераміки з дефекту. При цьому використовують ще одну унікальну властивість гіпсу - здатність стимулювати проліферацію епітелію: клітини епітелію швидко розростаються на його поверхні, ізолюючи цей матеріал від зовнішнього середовища. До недоліків гіпсу слід зарахувати труднощі його використання при значній кровоточивості дефекту.

Значним досягненням у прогресі біоа- ктивних керамік стало розроблення біоак- тивного скла та ситалів [15], які застосовують в отохірургії. Основою більшості матеріалів з біоактивного скла є скло Хенча 4585, що має максимальну біоактивність. Хімічний склад цього скла: 24,5% Na20, 24,5% СаО, 45% S1O2, 6% Р2О5. Біоактивність скла проявляється у великій кількості складових, що дає змогу, змінюючи хімічний склад, в широких межах регулювати величину біоактивності та швидкість резорбції скла. Скло є швидко загартованим сплавом, у якому відсутні кристали, тому воно має недостатню міцність і тріщино- стійкість. Якщо дотримати спеціального режиму охолодження і додати в скло центри кристалізації, можна отримати біоситали - склокристалічний матеріал, що має підвищену міцність. В біоактивних ситалах, крім скла, зустрічаються такі кристалічні фази: апатит, Р-воластоніт - СаSЮ2; флігопіт - (Na,K)Mg3(AlSiOio)F2; вітлокіт - Ca3(PO4)2 [33].

Низка експериментальних і клінічних досліджень засвідчили переваги застосування біоскла перед Г АП. На моделі in vivo було продемонстровано повну резорбцію біоскла і більш швидке заміщення трансплантату кістковою тканиною [6, 19]. Гістопатологічне дослідження біопсійних зразків довело стабільність пластичного матеріалу, його біосумісність [32] та високі остеокон- дуктивні властивості [35].

З появою різноманітних біоактивних матеріалів постало питання про порівняння їх властивостей, що важливо для більш точного та раціонального вибору та оптимізації всього комплексу характеристик матеріалу, що може виявитися вирішальним для успіху його застосування. Для біоактивних матеріалів, які резорбуються, головними є біологічні властивості (табл. 1), які визначають перебіг процесу взаємодії матеріалу з організмом і заміщення імплантату повноцінною кісткою [8, 13].

Біофункціональність є, по суті, суперпозицією всіх попередніх властивостей, її характеристики наведено в табл. 2 [8, 13].

Правильний облік перерахованих властивостей дає більш точний прогноз поведінки при імплантації кожного конкретного матеріалу і дає змогу більш оптимально планувати вибір матеріалу для найбільшої ефективності конкретної операції. Однак при цьому необхідно враховувати кілька суттєвих аспектів.

По-перше, в реальному організмі важко виділити окремі механізми взаємодії матеріалу з організмом, тому що це єдина складна система, яка інтегрує різні види впливу. Оскільки для кожного індивідуума характерна своя реакція на кожне із можливих порушень внутрішнього середовища, реакція на комплексне втручання виявляється ще більш індивідуальною.

По-друге, властивості складного за складом матеріалу також не є простою сумою властивостей його компонентів, оскільки для взаємодії з живим організмом характерні синергічні ефекти. Навіть для найбільш типових представників біоактивних керамік весь комплекс біоактивних і біофу- нкціональних властивостей ще далеко не вивчений, особливо з урахуванням варіабельності цих властивостей за рахунок структурного та хімічного факторів.

Існують недоліки біоактивних керамік, які використовуються для пластики кістки. Вони обумовлені здебільшого неможливістю точно узгодити вимоги конкретного організму до даної біологічної властивості з параметрами пластичного матеріалу, наприклад, неузгодженість термінів резорбції імплантату і процесів регенерації кістки. Якщо резорбція імплантату відбувається швидше, ніж регенерує кістка, це еквівалентно недостатності матеріалу для відновлення кістки, і в результаті в місці імплантації вона виходить меншого об'єму і меншої щільності, ніж навколишня кісткова тканина. У випадку уповільненої резорбції матеріалу імплантату порушується структура відновленої кістки, оскільки на першому етапі формується такий кістково- керамічний комплекс, який виникає при імплантації ГАП і не резорбується. Подібні порушення можна передбачити при відхиленні від оптимуму будь-яких з перелічених біологічних властивостей синтетичного матеріалу. Оскільки для найбільш ефективного застосування імплантату в конкретній операції необхідно оптимізувати одночасно кілька (іноді до десятка) різних властивостей матеріалу, абсолютно очевидним стає невідповідність реального матеріалу, застосовуваного практичним хірургом, тому матеріалу, який був би дійсно оптимальним для цієї операції. Тому на сьогоднішній день питання вибору найбільш універсального пластичного матеріалу для закриття кісткових дефектів різного походження залишається відкритим.

Література

1. Абабий ИИ, Сенку ЕИ. К диагностике и лечению внутричерепных отогенных осложнений. Современные проблемы заболеваний верхних дыхательных путей и уха: Рос. науч.-практ. конф., тезисы докл. Москва. 2002; 77.

2. Автандилов Г.Г. Основы количественной патологической анатомии. Москва. Медицина. 2006; 240 с.

3. Бойко ВВ, Дубок ВА. Применение гидроксилапатита, лигированного серебром, для лечения больных хроническим генерализованным пародонтитом. Порошковая металлургия. 2002; 7: 65-73.

4. Диденко ВИ. Аутотрансплантация губчатой кости с костным мозгом при реконструктивнопластических операциях на ухе, в полости носа и лобной пазухе. Журн. вушних, носових і горлових хвороб. 2000; 3: 57-63.

5. Диденко ВИ. Интенсивность и динамика накопления радиоактивного фосфора (Р32) в различных трансплантатах, используемых в хирургии ЛОР-органов - объективный показатель в оценке их остеогенеза. Новости оториноларингологии и логопатологии. 2001; 3: 37-41.

6. Дубок ВА. Биокерамика - вчера, сегодня, завтра. Порошковая металлургия. 2000; 7-8: 69-87.

7. Дубок ВА, Брик ОБ, Бруско АТ. Фізико- хімічні основи синтезу біокерамічних струк- турованих матеріалів із керованою біоактивні- стю для відтворення функції кісток та інших органів. Фундаментальні орієнтири науки. 2005; 3: 239-59.

8. Дубок ВА, Гайко ГВ, Бруско АТ. Современные неорганические материалы для пластики кости - пути и результаты усовершенствования. Вісн. Української медичної стоматологічної академії. 2007; 7(1-2): 271-80.

9. Дубок ВА, Костюк ГЯ, Бруско АТ. Усовершенствование биоактивных керамик, используемых для восстановления костной ткани. Biomedical and biosocial anthropology. 2005; 4: 12532.

10. Дубок ВА, Ульянчин НВ. Синтез, свойства и применение остеотропных заменителей костной ткани на основе керамического гидроок- сиапатита. Ортопедия, травматология, протезирование. 1998; 3: 26-33.

11. Дубок ВА, Ульянчич НВ, Толстопятов БО. Регулювання параметрів синтетичного керамічного гідроксиапатиту для різних застосувань в ортопедії і травматології. Труды Крымского государственного университета, 1999; 135(2): 129-32.

12. Дубок ВА, Шевченко ЕА, Атаманенко ОН. Контроль физических свойств биокерамики как основа для направленного регулирования ее биоактивности. Труды Национального технического ун-та «ХПИ». 2001; 19: 3-13.

13. Каназава Т. Неорганические фосфатные материалы: пер. с японского. Київ. Наукова думка. 1998;298 с.

14. Нечипоренко ПВ. Застосування частково демі- нералізованого алотрансплантату у реконструктивно-відновній хірургії середнього вуха у хворих на ХГСО. Журн. вушних, носових і горлових хвороб. 2001; 5: 25-8.

15. Николаев НП, Михайленко НЮ, Строганова ЕЕ. Биоситаллы как новые материалы для имплантологии в оториноларингологии. Рос. оториноларингология. 2005;5:139-42.

16. Порушник ЄП, Іванченко АА, Бруско АТ. Біо- сумісність із кістковою тканиною та остеотро- пність композиційних матеріалів на основі біологічного гідрооксиапатиту. Проблеми остеології. 2000; 4(3): 89.

17. Проценко В.В. Новий пластичний матеріал для заповнення кісткових дефектів. Вісн. Української медичної стоматологічної академії. 2007; 1- 2(7). 280-3.

18. Bagot D'Arc M, Daculsi G, Emam N. Biphasic ceramics and fibrin sealant for bone reconstruction in ear surgery. Ann. Otol. Rhinol. Laryngol. 2004; 9(113): 711-20.

19. Bohner M. Physical and chemical aspects of calcium phosphates used in spinal surgery. Eur Spine J. 2001; 2(10): 114-21.

20. Costantino PD, Chaplin JM, Wolpoe ME, Catalano PJ, Sen C, Bederson JB, et al. Applications of fastsetting hydroxyapatite cement: cranioplasty. Otolaryngol Head Neck Surg. 2000; 4(123): 409-12.

21. Dorozhkin SV, Epple M. Biological and medical significance of calcium phosphates. Angew Chem. Int. Ed. Engl. 2002; 17(41): 3130-46.

Размещено на Allbest.ru