СРАВНИТЕЛЬНАЯ ОЦЕНКА ФИЗИКО-ХИМИЧЕСКИХ ХАРАКТЕРИСТИК АЛЛОГЕННЫХ БИОМАТЕРИАЛОВ И АУТОГЕННОЙ КОСТИ
- Авторы: Бербери А.1, Амхадова М.А.2, Самарани А.1, Аун Ж.1
-
Учреждения:
- Ливанский университет
- ФУВ МОНИКИ им. Владимирского
- Выпуск: Том 21, № 5 (2017)
- Страницы: 233-237
- Раздел: Статьи
- Статья получена: 04.08.2020
- Статья опубликована: 15.10.2017
- URL: https://rjdentistry.com/1728-2802/article/view/42129
- DOI: https://doi.org/10.18821/1728-2802-2017-21-5-233-237
- ID: 42129
Цитировать
Полный текст
Аннотация
Аллогенные, ксеногенные и синтетические костнозамещающие материалы используются в хирургической стоматологии для компенсации костной резорбции и поддержания процесса заживления кости за счёт стимуляции костеобразования в области дефекта. Цель настоящего исследования - оценить физические и химические свойства ряда аллогенных биоматериалов и сопоставить их со свойствами аутогенной кости. Изучена аутогенная кость и 5 различных аллогенных биоматериалов - путём рентгенологических исследований, атомно-абсорбционной спектрометрии и лазерной дифрактометрии. Оценивались такие параметры, как химический состав, концентрация высвобождаемого кальция, кристалличность и размер гранул.
Ключевые слова
Полный текст
Введение Кость - это живая ткань, которая служит структурной опорой и участвует в метаболизме кальция. Костная матрица представляет собой сеть белковых (коллагеновых) волокон, пропитанную минеральными солями (85% фосфата кальция, 10% карбоната кальция и 5% фторидов кальция и магния). Минеральная составляющая кости представлена в основном гидроксиапатитом кальция Ca10[PO4]6[OH]2. Костная ткань также содержит незначительное количество неколлагеновых белков, в числе которых - морфогенетические белки кости (BMPs) [1]. Кальций играет важную роль в остеокондуктивной активности костнозамещающего материала и в его ускоренной интеграции за счёт задерживания и концентрации циркулирующих факторов роста (морфогенетических белков кости) и клеток-предшественников кости [2, 3]. Эффект ионов кальция на реакцию костной ткани изучался в нескольких исследованиях in vivo и in vitro - в них, в частности, было показано, что кальцийсодержащее покрытие улучшает остеоинтеграцию титановых имплантатов [4-7]. Костная ткань служит резервуаром и источником кальция для метаболических нужд. Эта функция реализуется за счёт ремоделирования кости. Костная ткань поддерживает кислотно-щелочной баланс в организме также при помощи высвобождения карбонатов и фосфатов. В ходе процесса минерализации сначала откладывается фосфор, а затем к нему прикрепляется кальций [3, 8]. Аутогенная кость обладает остеогенностью (клетки пересаженной кости синтезируют новую кость), остеоиндуктивностью (новая кость формируется за счёт активного привлечения мезенхимальных стволовых клеток из окружающих тканей, которые дифференцируются в строящие кость остеобласты), остеокондуктивностью (трансплантат васкуляри-зуется, и в нем образуется новая кость) и высокой биосовместимостью [3, 8]. Процесс перерождения трансплантата ускоряется из-за наличия в аутогенной кости факторов роста (в основном это морфогенетические белки кости) [9]. Идеальный костнозамещающий материал должен обладать всеми перечисленными характеристиками аутокости. Костнозамещающие материалы можно классифицировать в соответствии с индивидуальным набором этих характеристик [10]. Наилучших результатов при костной трансплантации добиваются при применении аутогенной кости, которая обладает всеми необходимыми физико-химическими и биологическими свойствами и считается золотым стандартом, несмотря на присущие ей недостатки, а именно ограниченную доступность и послеоперационную боль в донорском участке [11, 13, 15, 16, 20-22]. В качестве альтернативы аутокости успешно используются различные биоматериалы: аллогенные (человеческого происхождения), ксеногенные (свиного или бычьего происхождения) и синтетические костнозамещающие материалы на основе кальция (ß-трикальций фосфат ß-ТКФ и гидроксиапатит ГАП) в чистом виде или в комбинации с мембранами (резорбируемые, нерезорбируемые, титановые) и винтами [11, 12, 17, 23-25]. Аллогенные материалы не имеют недостатков аутогенной кости, но используются в клинической практике с меньшим успехом [26-29]. В идеале костнозамещающий материал должен обладать остеокондуктивностью, т. е. служить трехмерным каркасом для прорастания кровеносных сосудов и заселения клетками-предшественниками кости. Он также должен резорбироваться после выполнения своих функций, причём скорость его резорбции должна быть адекватной скорости образования новой кости [30]. Слишком быстрая деградация биоматериала может отрицательно сказаться на процессе регенерации [26], замедленная биодеградация и присутствие нерезорбированных частиц биоматериала после завершения процесса заживления кости может привести не к полной её регенерации, а к образованию «смешанной зажившей ткани» [29]. Цель настоящего исследования заключалась в оценке ряда физических и химических свойств нескольких доступных для приобретения аллогенных биоматериалов, часто использующихся в стоматологической практике в качестве костнозамещающих, а также в сравнении их с аутогенной костью. Материал и методы В исследование были включены 5 аллогенных костнозамещающих материалов (Puros, OsteoSponge, DynaBlast, DIZG Spongiosa и DIZG corticalis) с наименьшим размером частиц из имеющегося ассортимента. Для изучения свойств материалов использовали атомно-абсорбционную спектрометрию (ААС), лазерную дифрактометрию (ЛД) и рентгенодифракционный анализ (РДА). С помощью ААС определяли концентрацию высвобождаемых костнозамещающим материалом ионов кальция; посредством ЛД измеряли размер гранул; РДА применяли для определения фазы, состава и кристалличности материала. Полученные показатели сравнивали с таковыми аутогенной кости. Все образцы были получены непосредственно от производителей в запечатанных флаконах. Перед анализом материал не подвергался обработке. Представленная ниже информация взята из технических данных, указанных производителем. DynaBlast (Keystone Dental, Inc. 144 Middlesex Tumpike Burlington, mA, 01803, USA) - это пастообразный материал, представляющий собой смесь деминерализованной костной матрицы и минерализованной губчатой кости (банки тканей США) на полоксамерном носителе с фазовым переходом обратного типа [31]. Puros (Zimmer Dental Inc. 1900 Aston Ave. Carlsbad, CA 92008, USA) - это аллогенная кость, очищенная в ходе процесса Tutoplast, при котором из материала аккуратно убираются все ненужные составляющие: жировые включения, клетки и антигены, инактивируются патогены, а ценные минеральные компоненты и коллагеновая матрица сохраняются. Материал выпускается в виде кортикальных гранул с размером 0,25-2 мм [28, 32]. OsteoSponge (Bacterin International Inc.600 Cruiser Lane Belgrade, MT 59714 USA) - это аллогенный материал, состоящий на 100% из деминерализованной человеческой губчатой кости без носителя. OsteoSponge производится с применением методов, которые сохраняют нативные факторы роста [27]. Размер гранул варьирует в диапазоне 1-4 мм. DIZG spongiosa и DIZG corticalis (Deutsches Institut für Zell- und Gewebeersatz GmbH, Köpenicker Straße 325. D12555 Berlin) на 100% состоят из человеческой лиофилизированной губчатой кости. Образцы нативной кости получены при удалении 3-х нижних моляров. Кость подвергли гамма-облучению, промыли в спирте, высушили в вакууме при комнатной температуре и измельчили в агатовой ступке [33, 34]. Атомно-абсорбционная спектроскопия (ААС). ААС использовали для определения объёма высвобождения кальция и фосфора из костнозамещающего материала (спектроскоп WFX-210, RayLeigh, BRAIC, Китай). Были подготовлены стандартные рабочие растворы для кальция и фосфора в диапазоне от 0,5 до 10 мкг/л. 0,4 мг каждого биоматериала погружали в 100 мл 0,9% NaCl; кислотность доводили до 7 путём добавления соляной кислоты (0,1 н). Концентрацию кальция подсчитывали в соответствии с законом Бугера- Ламберта-Бера в Д0 (день 0), Д2 (день 2) и далее каждую неделю до 6-й недели [35]. Лазерная дифрактометрия (ЛД). Средний размер частиц с разбросом значений определяли с помощью лазерного анализатора гранулометрического состава частиц (Patrica LA-950 V2 Horiba Instruments, Япония). Расчёт распределения частиц по размерам производили по теории светорассеяния Ми с использованием модели сферы эквивалентного объёма. Крупные частицы рассеивают свет под малыми углами к лазерному пучку, тогда как мелкие - под большими углами. Метод включал использование ультразвукового зонда со временем измерения 20 с при частоте 20 кГц. Диапазон анализа размеров частиц составлял 0,01-3 мкм. Оптическая система анализатора была представлена 2 источниками света: лазерным диодом с длиной волны 650 нм и мощностью около 1,6 мВт и светодиодом с длиной волны 405 нм и мощностью около 0,3 мВт. Размер частиц выражался в виде диаметра сферы эквивалентного объёма [36, 37]. Перед анализом образцы (порошок) были хорошо перемешаны и гомогенизированы. Средний размер частиц с разбросом значений был подсчитан для всех образцов биоматериалов и нативной кости. Рентгенодифракционный анализ (РДА). Для идентификации кристаллических фаз исследуемых образцов использовали рентгеновский порошковый дифрактометр (XRD). Образцы гомогенизированного порошка (2-3 г) запрессовывали в ПВХ-линзы (диаметр 2,5 см, тол щина 2 мм) и анализировали на дифрактоме тре D8 Bruker с медным антикатодом À Ka = 0,154060 нм. Диапазон углов 29 между х° и у° был выбран для получения максимального количества информации о кристаллических фазах. Расшифровка дифрактограмм была выполнена в программном комплексе EVA (Bruker Corporation, Billerica, Massachusetts, USA) с использованием базы данных ICDD. Размер кристаллитов определялся по уширению дифракционных отражений (в ортогональном направлении к плоскости кристалла) и рассчитывался по формуле: Xs = 0,9À/(FWHM-cos9), [38] где Xs - размер кристаллита в нанометрах, À - длина волны рентгеновского пучка в нанометрах (À = 0,15406 нм в нашем случае), а FWHM - полная ширина на половине максимума для угла дифракции при 29 = 25,9° в соответствии с индексом Миллера (002). Результаты Объёмы высвобождения кальция различными материалами в различное время, полученные методом ААС, приведены в табл. 1. Наименьшая концентрация высвобождения кальция отмечалась у OsteoSponge (4,05 мг/г); далее по нарастающей следуют: DynaBlast (6,2 мг/г), DIZG Spongiosa (14,11 мг/г) и DIZG corticalis (23,63 мг/г). У Puros (24,94 мг/г) этот показатель был сопоставим с таковым нативной кости (20,15 мг/г). Средний размер частиц D50 (в объёмных процентах), диапазон размеров частиц (D и D ), соответствующий границе распределения, ниже которой находятся 10 и 90% частиц соответственно, а также диапазоны размеров частиц, указанные производителями биоматериалов, представлены в табл. 2. Среди биоматериалов наименьший средний размер частиц отмечался у DIZG spongiosa (394,24 мкм); далее по нарастающей следуют: DIZG corticalis (451,55 мкм), Puros (630,47 мкм), DynaBlast (777,14 мкм) и OsteoSponge с самым высоким показателем (902,41 мкм). Ни у одного материала средний размер частиц не был близок к таковому аутогенной кости (282,1 мкм). Самый узкий диапазон размеров частиц наблюдался у DIZG spongiosa (133,10-777,14 мкм), за которым следуют DIZG corticalis (152,45-890,11 мкм), Puros (174,62- 1167,72 мкм), DynaBlast (39,24-1754,62 мкм) и OsteoSponge (174,62-2301,84 мкм) с наибольшим разбросом. Результаты рентгенодифракционного анализа, позволяющие судить о химическом составе материалов, суммированы в табл. 3. Различающиеся показатели дифракции рентгеновских лучей указывают на различные степени кристалличности, о чём свидетельствуют значения ширины пиков. Общей кристаллической фазой для материалов служил гидроксид-силикат-фосфат кальция (Ca5(PO4)285(SiO4)015(OH). OsteoSponge оказался единственным образцом с триклинной сингонией. DIZG spongiosa и DIZG corticalis имели моноклинную сингонию и химический состав в виде CaP2O6. Образцы остальных материалов были кристаллизованы в гексагональной системе и имели различную степень кристалличности. Обсуждение Чем выше концентрация высвобождаемого кальция, тем большей деградации подвержен материал [3, 33, 34]. Кислотный буферный раствор до некоторой степени имитирует кислотную среду во время остеокластической активности или резорбции кости [3, 33, 34]. Биоразложение в условиях in vivo происходит путём растворения или клеточноопосредованных реакции с участием многоядерных клеток, остеокластов и макрофагов [3, 33, 34, 37, 39]. В нашем исследовании различные аллогенные биоматериалы высвобождали кальциИ в различных объемах. Это объясняется тем, что скорость деградации биоматериала in vivo и in vitro зависит от его состава, размера частиц, степени кристалличности, пористости и метода технологическои обработки [3, 33, 34, 37, 39]. Что касается размеров частиц, то полученные данные свидетельствуют о расхождении измеренных диапазонов размеров и диапазонов, указанных производителями. Производители не оговаривают используемую технику определения характеристик кристаллического материала, что может объяснять наблюдаемые различия [40-44]. Следует, однако, иметь в виду, что анализируемые гранулы отличались не только размерами, но и физико-химическими своиствами. Сложно судить о влиянии своИств и характеристик КМ на биологическую реакцию, учитывая, что в опубликованных исследованиях используются различные типы КМ с разными диапазонами размеров частиц. В настоящем исследовании взаимосвязь между размером частиц и объёмом высвобождения кальция в различные периоды времени не выявлена. Рентгенодифрактограммы различных материалов и на-тивноИ человеческоИ кости были весьма схожи с дифракто-граммоИ кристалла гидроксида-силиката-фосфата кальция (Ca5(PO4)285(SiO4)015(OH). Силикаты (при наличии) не являются основными компонентами кристаллических фаз в силу ничтожности их стехиометрического содержания (0,15) по сравнению с фосфатами (2,85). Следует подчеркнуть, что в костноИ ткани и во всех КМ соотношение Ca-P колеблется в диапазоне от 1,75 до 1,33. Это может означать, что кальциИ - основной элемент, компенсирующий фосфатные заряды. Рентгенодифрактометрия показала, что кристаллы естественной кости анизотропны и имеют размеры: 9,42Á в направлениях a и b и в направлении с, при этом альфа и бета составляют 90°, гамма - 120°. Размеры анизотропных кристаллов OsteoSponge: 6,25Á в направлении а, 11,9Á в направлении b, 5,6Á в направлении с. Размеры анизотропных кристаллов DynaBlast: 25,84Ä в направлении a, 5,12Ä в направлении b и 13,78Ä в направлении c. DIZG spongiosa и DIZG corticalis имели одинаковые размеры анизотропных кристаллов: 16,99Ä в направлении a, 7,71Ä в направлении b и 6,99Ä в направлении с. Результаты указывают на сходство форм кристаллов DIZG spongiosa, DIZG corticalis и аутогенной кости (моноклинная). Кристаллы OsteoSponge имели триклинную форму, а кристаллы Puros - гексагональную. Триклинная структура относится к низшей категории кристаллической системы по набору элементов симметрии. В данном исследовании изучались физико-химические характеристики 5 различных аллогенных материалов в сравнении с аутогенной костью. Были обнаружены значительные различия в объёме высвобождения кальция, размерах частиц и степени кристалличности даже у материалов со схожими химическими характеристиками. Хотя эти морфологические различия в значительной степени влияют на поведение биоматериалов in vivo, они часто не учитываются при оценке биологических свойств. Изучение биоматериалов необходимо для понимания их поведения в клинических условиях. Поскольку выбор костного материала во многом зависит от клинической ситуации и связанных с ней биологических и механических требований, важно понимать, что разные костные материалы не могут иметь одинаковую эффективность и что подтверждение эффективности использования в одной клинической ситуации не означает, что материал будет работать идентично в другой анатомической ситуации. Следует надеяться, что в будущем гибридные или комплексные комбинированные костные материалы, включающие в себя клетки, факторы роста и/ или элементы генной терапии, станут более эффективными инструментами для устранения костных дефектов в хирургической стоматологии при реабилитации пациентов со значительной атрофией костной ткани челюстей. Совершенно очевидно, что в этом направлении продолжаются научные исследования. Результаты Наибольшая концентрация высвобождаемого кальция (24,94 мг/г) наблюдалась у Puros, наименьшая - у Osteo-Sponge (4,05 мг/г) - в сравнении с 20,15 мг/г у естественной кости. Средний размер частиц (D) варьировал в диапазоне от 394,24 мкм (DIZG Spongiosa) до 902,41 мкм (OsteoSponge) в сравнении с 282,1 мкм у естественной кости. Кристаллы кости и Puros имели гексагональную форму, кристаллы Os-teoSponge - триклинную, кристаллы остальных материалов - моноклинную. Заключение Выбор биоматериала во многом зависит от клинической ситуации и определяет требования к его биологическим и механическим свойствам. Морфологические различия между материалами существенно влияют на их поведение в условиях in vivo. В ходе исследования были выявлены значимые различия между материалами по таким показателям, как концентрация высвобождаемого кальция, размер частиц и кристалличность.×
Об авторах
А. Бербери
Ливанский университетг. Бейрут, Ливия
Малкан Абдрашидовна Амхадова
ФУВ МОНИКИ им. Владимирского
Email: amkhadova@mail.ru
д-р мед. наук, зав. кафедрой хирургической стоматологии и имплантологии МОНИКИ им. Владимирского 129110, г. Москва, Россия
А. Самарани
Ливанский университетг. Бейрут, Ливия
Ж. Аун
Ливанский университетг. Бейрут, Ливия
Список литературы
- Kay M.I., Young R.A., Posner A.S. Crystal Structure Of Hydroxyapatite. Nature. 1964; 12: 1050-2.
- Ripamonti U., Klar R.M. Regenerative frontiers in craniofacial reconstruction: grand challenges and opportunities for the mammalian transforming growth factor-P proteins. Front Physiol. 2010; 11:143. doi: 10.3389/fphys.2010.00143.
- Le Geros R. Calcium phosphate-based osteoinductive materials. Chem Rev. 2008; 108: 4742-53.
- Hanawa T., Kamiura Y., Yamamoto S., Kohgo T., Amemiya A. et al. Early bone formation around calcium-ion-implanted titanium inserted into rat tibia. J. Biomed. Mat. Res. 1997; 36: 131-6.
- Sul Y.T., Byon E.S., Joeng Y. Biomechanical measurements of calcium-incorporated oxidized implants in rabbit bone: effect of calcium surface chemistry of a novel implant. Clin. Impl. Dent. Relat. Res. 2004; 6: 101-10.
- Frojd V., Franke-Stenport V, Meirelles L., Wennerberg A. Increased bone contact to a calcium-incorporated oxidizedcommercially pure titanium implant: an in-vivo study in rabbits. Int. J. OralMaxillofac. Surg. 2008; 37: 561-6. doi: 10.1016/j.ijom.2008.01.020.
- Kang B.S., Sul Y.T., Johansson C.B., Oh S.J., Albrektsson T. The effect of calcium ion concentration on the bone response to oxidized titanium implants. Clin. Oral. Impl. Res. 2012; 23: 690-7.
- Orimo H. The mechanism of mineralization and the role of alkaline phosphatase in health and disease. J. Nippon Med. Sch. 2010; 77: 4-12.
- Hari Reddi A. Role of morphogenetic proteins in skeletal tissue engineering and regeneration. Nat. Biotechnol. 1998; 16: 247-52.
- Kenley R.A., Yim K., Abrams J., Ron E., Turek T., Marden L.J., Hollinger J.O. Biotechnology and bone graft substitutes. Pharma-ceut. Res. 1993; 10: 1393-401.
- Block M.S., Kent J.N. Sinus augmentation for dental implants: the use of autogenous bone. J. Oral Maxil. Surg. 1997; 55: 1281-6.
- Wheeler S.L. Sinus augmentation for dental implants: the use of al-loplastic materials. J. Oral Maxil. Surg. 1997; 55: 1287-93.
- Greenwald A.S., Boden S.D., Goldberg V.M., Khan Y., Laurencin C.T., Rosier R.N. Bone-graft substitutes: Facts, fictions, and applications. J. Bone Joint Surg. Am. 2001; 83: 98-103.
- Parikh S.N. Bone graft substitutes: Past, present, future. J. Postgrad. Med. 2002; 28: 142-8.
- Finkemeier C.G. Bone grafting and bone-graft substitutes. J. Bone Joint Surg. Am. 2002; 84: 454-64.
- Sandor G.K.B., Lindholm T.C., Clokie C.M.L. Bone regeneration of the cranio-maxillofacial and dento-alveolar skeletons in the framework of tissue engineering. In: N. Ashammakhi, P. Ferretti, Ed.: Topics in Tissue Engineering. 2003; chp 7: 1-46.
- Ben-Nissan B. Natural bioceramics: From coral to bone and beyond. Curr. Opin. Solid State Mater Sci. 2003; 7: 283-8.
- Vallet-Regi M., Gonzales-Calbet J.M. Calcium phosphate as substitution of bone tissues. Progress in solide state chemistry. 2004; 32: 1-31.
- Hing A.K., Wilson F.L., Buckland T. Comparative performance of three ceramic bone graft substitutes. Spine J. 2007; 7: 475-90.
- Rueger J.M., Linhart W., Sommerfeldt D. Biologic reactions to calcium phosphate ceramic implantations. Results of animal experiments. Orthopade. 1998; 27: 89-95.
- Bohner M. Calcium orthophosphates in medicine: From ceramics to calcium, phosphate cements. Injury. 2000; 31: 37-47.
- Bohner M. Physical and chemical aspects of calcium phosphates used in spinal surgery. Eur. Spine J. 2001; 10: 114-21.
- Bouchlariotou I., Bernard J.P., Carrel J.P., Vazquez L. Long-term stability of osseointegrated implants in bone regenerated with a collagen membrane in combination with a deproteinized bovine bone graft: 5-year follow-up of 20 implants. POSEIDO. 2013; 1: 45-53.
- Toeroek R., Dohan Ehrenfest D.M. The concept of Screw-Guided Bone Regeneration (S-GBR). Part 3: Fast Screw-Guided Bone Regeneration (FS-GBR) in the severely resorbed preimplant posterior mandible using allograft and Leukocyte- and Platelet-Rich Fibrin (L-PRF): a 4-year follow-up. POSEIDO. 2013; 2: 93-100.
- Toeroek R., Dohan Ehrenfest D.M. The concept of Screw-Guided Bone Regeneration (S-GBR). Part 2: S-GBR in the severely resorbed preimplant posterior mandible using bone xenograft and Leukocyte-and Platelet-Rich Fibrin (L-PRF): a 5-year follow-up. POSEIDO vol. 2, pp. 85-92, 2013.
- Sung H.J., Meredith C., Johnson C., Galis Z.S. The effect of scaffold degradation rate on three-dimensional cell growth and angiogenesis. Biomaterials, 2004; 25: 5735-42.
- Glowacki J. A review of osteoinductive testing methods and sterilization processes for demineralized bone. Cell Tissue Bank. 2005; 6: 3-12.
- Moore S.T., Katz J.M., Zhukauskas R.M., Hernandez R.M., Lewis C.S., Supronowicz P.R. et al. Osteoconductivity and osteoinductivity of Puros(R) DBM putty. J. Biomater Appl. 2011; 26: 151-71. doi: 10.1177/0885328210366061. Epub 2010.
- Traini T., Piatelli A., Caputi S., Degidi M., Mangano C. et al. Regeneration of human bone using different bone substitute biomaterials. Clin. Imp. Dent. RelaRes. 2013. doi: 10.1111/cid.12089.
- Klein C.P., Driessen A.A., de Groot K., van den Hooff A. Biodegradation behavior of various calcium phosphate materials in bone tissue. J. Biomed. Mater Res. 1983; 17: 769-84.
- Irinakis T. Efficacy of injectable demineralized bone matrix as graft material during sinus elevation surgery with simultaneous implant placement in the posterior maxilla: clinical evaluation of 49 sinuses. J. OralMaxillofac. Surg. 2011; 69: 134-41. doi: 10.1016/j. joms.2010.07.028. Epub 2010 Nov 2.
- Schmitt C.M., Doering H., Schmidt T., Lutz R., Neukam F.W., Schlegel K.A. Histological results after maxillary sinus augmentation with Straumann® BoneCeramic, Bio-Oss®, Puros®, and autologous bone. A randomized controlled clinical trial. Clin. Oral Implants Res. 2013; 24: 576-85. doi: 10.1111/j.1600-0501.2012.02431.x. Epub 2012 Feb 13.
- Peters F., Scwarz K., Epple M. The structure of bone studied with synchroton X-ray diffraction, X-ray absorption spectroscopy and thermal analysis. ThermochimicaActa. 2000; 361: 131-8.
- Figueiredo M., Henriques J., Martins G., Guerra F., Judas F., Figue-iredo H. physicochemical characterization of biomaterials commonly used in dentistry as bone substitues-comparison with human bone. J. Biomed. Mater. Res. part B: Appl Biomater. 2010; 92B: 409-19.
- García R., Báez A.P. Atomic Absorption Spectrometry (AAS), Atomic Absorption Spectroscopy, Dr. Muhammad Akhyar Farrukh (Ed.), ISBN: 978-953-307-817-5, InTech, doi: 10.5772/25925. Chp. 1, p.: 1-13, 2012.
- Markovic S., Veselinovic L., Lukic M.J., Karanovic L., Bracko I., Ignjatovic N., Uskokovic D. Synthetical bone-like and biological hydroxyapatites: a comparative study of crystal structure and morphology. BiomedMater. 2011; 6: 45-50, 2011. doi: 10.1088/1748-6041/6/4/045005.
- Tadic D., Epple M. A thorough physicochemical characterisation of 14-calcium phosphate- based bone substitution materials in comparison to natural bone. Biomaterials. 2004; 25: 987-94.
- Klug Harold P., Alexander Leroy E. X-Ray Diffraction Procedures: For Polycrystalline and Amorphous Materials. 2nd Edition, by Harold P. Klug, Leroy E. Alexander, pp. 992. ISBN 0-471-49369-4. New York: Wiley-Interscience; 1974.
- Hannink G., Chris Arts J. Bioresorbability, porosity and mechanical strength of bone substitutes: what is optimal for bone regeneration? Injury. 2011; 42: 22-5. doi: 10.1016/j.injury.2011.06.008.
- Bacterin, product information on Osteosponge®, 2014. Available at http://www.bacterin.com/products/osteospoge.
- Zimmer dental, products, regenerative, bone grafts, information on Puros®, 2014. Available at http://www.zimmerdental.com/re-vamp2k5/regenerative.
- KeyStone Dental Inc. product information on DynaBlast™, 2014. Available at http://www.keystonedental.com/products/dynablast.
- Gschneidner K., Pecharsky V, Tsokol A. Recent Developments in Magnetocaloric Materials. Reports on Progress in Physics. 2005; 68: 1479-1539. doi: 10.1088/0034-4885/68/6/R04.
- Chesnick I.E., Fowler C.B., Mason J.T., Potter K. Novel mineral contrast agent for magnetic resonance studies of bone implants grown on a chick chorioallantoic membrane. Magn. Reson Imaging. 2011; 29: 1244-54. doi: 10.1016/j.mri.2011.07.022. Epub 2011 Sep. 14.
Дополнительные файлы
![](/img/style/loading.gif)