Биоматериалы – металлы и неметаллы, сплавы

 

 

МІНІСТЕРСТВО ОСВІТИ І НАУКИ УКРАЇНИ

Національна металургійна академія України

 

 

 

 

 

 

 

 

(Модульна контрольна  робота №1)

РЕФЕРАТ

з дисципліни: «Новые материалы»

на тему : «Биоматериалы – металлы и неметаллы, сплавы»                                                                               

 

 

 

 

 

 

Виконав:

студент гр. МЕ-01-11                                                       В.В.Яременко

 

Перевірив (ла):                                                                 Н.Н.Федоркова

 

 

 

м.Дніпропетровськ

2015

Оглавление

1. Трансплантология. Краткий исторический очерк…………………..3
2. Заменители костной ткани…………………………………………….6

3. Биоинертная керамика………………………………………………...9

4. Стеклокерамические биоматериалы. ………………………………..11

5. Материалы на основе фосфатов кальция. …………………………..13

6. Цементы на основе фосфатов кальция……………………………….14

7. Создание зуба …………………………………………………………17

8. Искусственная кожа …………………………………………………..20

9. Тканевая инженерия тонкой кишки………………………………….23

10. Биоматериалы для хирургии - нити………………………………..29

11. Искусственные хрусталики глаза. Раздражители ………………..33

    Заключение……………………………………………………...34

   Список литературы……………………………………………..36

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

1.Трансплантология. Краткий исторический очерк

 

Трансплантационная хирургия в мире развивается настолько быстро, что число различных пересадок органов и тканей достигло 40 тысяч в год, и в ближайшие десятилетия будет составлять 50% всех операций.

В странах, которые у нас принято называть „развитыми“, на 1 млн. — 500 человек имеют возможность находиться на гемодиализе, т.е. лечить острую и хроническую почечную недостаточность с помощью аппарата "искусственная почка", 40 — получают донорскую почку, 12-ти пересаживаются другие жизненно важные органы. Во всех странах мира существует нехватка донорских органов. Камнем преткновения в таком случае становится беседа с живым здоровым человеком о заборе органов после смерти. Нет такой области в медицине, где настолько ярко были бы сфокусированы проблемы этического порядка, как в трансплантологии. Презумпция согласия состоит в том, что подразумевается прижизненное согласие большинства членов общества на забор органов после смерти, но в случае категорического неприятия человек имеет право написать письменный отказ. Презумпция несогласия — наоборот, прижизненное несогласие на забор органов. Презумпция согласия существует в Финляндии, Португалии, Австрии, Швеции, Испании, Италии, Греции, Бельгии, Франции. Презумпция несогласия — в США, Латинской Америке, Великобритании, Ирландии, Дании.

Первая экспериментальная пересадка органа была выполнена Э. Ульманом в Вене (Австрия). Ученый-хирург работал над изобретением сосудистого шва и в январе 1902 года представил на совет Королевского общества хирургов козу с пересаженной ей на шею почкой собаки. Операция прошла успешно, но через три недели произошло отторжение органа по неизвестным еще тогда причинам. А. Каррель в 1910-1912 годах в Нью-Йорке во время независимого научного исследования по применению сосудистых швов провел на животных серию блестящих операций по пересадке почек и доказал возможность сшивания сосудов и полного восстановления кровообращения в пришитом органе; он был удостоен Нобелевской премии. Техническая проблема пересадки почки была решена, однако наука была бессильна перед реакцией отторжения трансплантата. Неоднократно предпринимались попытки пересадки органов животных человеку, но все они заканчивались отторжением в течение недели. Отсутствие знаний иммунологии затормозило развитие трансплантологии на тридцать лет.

Первую успешную пересадку почки в клинических условиях от близнеца к его брату в 1954 году провел Д. Мюррей (США). Реципиент прожил после операции двадцать лет, сохраняя социальную активность. Было доказано, что приживаемость органа от однояйцевого близнеца очень высокая, но родственная пересадка не могла решить проблемы донорства, поэтому чрезвычайно важное значение имели фундаментальные исследования в области изучения иммунокомпетентных клеток. Иммуносупрессия (угнетение иммунитета с развитием инфекций) первоначально заключалась в облучении и применении больших доз 6- меркаптопурина и кортизона (противовоспалительных средств). В 1963 году на первом конгрессе трансплантологов был представлен азатиоприн, менее токсичный, чем 6- меркаптопурин. В последующие 10 лет больным назначали комбинацию азатиоприна с преднизолоном.

В 1972 году Ж. Ф. Боррель в Базеле (Швейцария) открыл селективный иммунодепрессант циклоспорин А, позволивший проводить эффективную и относительно безопасную профилактику отторжения трансплантатов.

Вторым по частоте пересаживания жизненно важным органом является печень. История трансплантации печени охватывает более 50 лет. Возникающая впоследствии атрофия пересаженной печени не позволяла широко внедрить операции. В начале 60-х годов стало известно, что причиной атрофии является отсутствие портального кровотока в донорском органе. Первая попытка клинической пересадки была предпринята 1 марта 1963 года группой американских хирургов во главе с Томасом Старлзом. Эта операция, так же как и серия последующих, была не слишком удачной. К концу 1967 года было проведено несколько десятков операций по пересадке печени, 14 из них — Томасом Старлзом, и ни один из реципиентов не прожил более 12 месяцев.

Однако с появлением новых протоколов иммунодепрессивной терапии, таких как азатиоприн плюс преднизолон плюс антитимоцитарный глобулин, были получены первые положительные результаты. На конгрессе американских хирургов в 1968 году были представлены трое детей с прижившейся функционирующей печенью. Томас Старлз, который по праву считается основоположником мировой трансплантологии, до 1980 года произвел 170 операций по пересадке печени. С начала восьмидесятых годов пересадка печени стала рутинной операцией при многих заболеваниях.

Удаление части печени для пересадки больным безопасно для донора. Американские ученые установили, что в течение двух недель после этой процедуры происходит регенерация и полное восстановление функции печени.

Проблема пересадки сердца как метода лечения больных с конечными стадиями сердечных заболеваний в мировой практике уже давно не нова. Эксперименты по ортотопической трансплантации сердца начались в середине 50-х годов. Потребовалось более 10 лет, чтобы разработать технологию аналогичной операции у людей. 3 декабря 1967 года в госпитале Грут Шут, Кейптаун, ЮАР, прошла первая в мире удачная операция по трансплантации сердца человека. Профессор медицины, кардиолог Кристиан Барнард провел пересадку сердца 55-летнему реципиенту от 25-летней женщины-донора. Иммунодепрессивную терапию проводили облучением грудной клетки дозой в 150 Рад, в комплексе с имураном (азатиотрином) и преднизолоном. Вследствие развития двусторонней застойной пневмонии на фоне иммунодепрессии, больной умер на 18 сутки, без признаков отторжения. Уже через 5 лет после операции Барнарда вероятность выживания больных с трансплантированным сердцем возросла на 50%. Люди могли рассчитывать минимум на пять дополнительных лет жизни. Это стало возможным благодаря непрерывному совершенствованию подбора пары донор-реципиент и методов иммунодепрессии.

Для мировой трансплантологии ближайшей перспективой развития пересадки органов является ксенотрансплантация и дальнейшая разработка искусственных органов. Это позволит решить острую проблему нехватки донорских органов и этическую проблему донорства.

 

2.Заменители костной ткани

 

За последние 30 лет прошлого века использовано более 40 различных материалов (керамика, металлы, полимеры) для лечения, восстановления и замены более 40 различных частей человеческого тела, включая кожные покровы, мышечную ткань, кровеносные сосуды, нервные волокна, костную ткань. Исследования, разработка и производство биокерамических материалов для восстановления утраченной костной ткани составляют существенный сегмент современного рынка наукоемких технологий. Можно дать следующую осторожную оценку параметров рынка биокерамики: емкость < 2,3 млрд долл., прогнозируемый годовой прирост составляет 7-12%, объемы требуемых материалов оцениваются на уровне десятков тонн. Число больных, нуждающихся в операциях по восстановлению целостности кости, довольно велико: для США эта цифра составляет 1 млн человек и более ежегодно.

Кость имеет довольно сложное строение и разнообразный тканевый состав. Выдающиеся механические характеристики компактного вещества обеспечиваются особым пространственным расположением образующих его структурных компонентов - костных пластинок толщиной 3-10 мкм.

Три основные группы веществ составляют кость: коллаген (25 мас. % - органическая составляющая костной ткани, или костный матрикс), фосфаты кальция (65 мас. % - неорганическая составляющая) и вода (10 мас. %). Кроме указанных веществ в костной ткани присутствуют в малых количествах другие органические соединения (отличные от коллагена белки, полисахариды, липиды). Состав костной ткани представлен следующими ионами (см. таблицу 1):

 

Компонент	Костная ткань	Ткань зуба (дентин)
Са	34.8	35.1
Р в виде Р043+	15.2	16.9
Na	0.9	0.6
Mg	0.72	1.23
K	0.03	0.05
C в виде CO32-	7.4	5.6
F	0.03	0.06
Cl	0.13	0.01
Неорганическая составляющая	65	70
Органическая составляющая	25	20
Вода	10	10
Отношение Са/Р (мольное)	1.71	1.61

 

 

Коллаген придает тканям организма необходимую механическую прочность при деформациях типа растяжения и изгиба. Молекулы коллагена, состоящие из трех скрученных спирально полипептидных нитей, способны собираться в волокна диаметром 100-2000 нм. Прочность костной ткани на сжатие обусловлена минеральной составляющей - фосфатами кальция (преимущественно в форме гидроксиапатита Са10(Р04)б(0И)2(ГЛП)). Кристаллы гидроксиапатита присутствуют в кости в форме пластин с размерами 50х20х5 нм, ориентированных определенным образом по отношению к оси коллагеновых волокон. Выделяют до семи уровней организации (архитектуры) костной ткани (рис. 1).

 

 

Органический костный матрикс и неорганическая составляющая образуют своеобразный композиционный материал. Воспроизвести досконально морфологию костной ткани in vitro (и, следовательно, достичь такого же, как у кости, сочетания биологических и механических свойств) не представляется возможным в ближайшее время. Биоматериалы, претендующие на роль имплантатов, должны удовлетворять требованиям, диктуемым описанной выше структурой, составом и свойствами костной ткани:

1. химические свойства - отсутствие нежелательных химических реакций с тканями и межтканевыми жидкостями, отсутствие коррозии;
2. механические характеристики биокерамики должны быть близкими к костным (например, различие в упругости может привести к утрате имплантата вследствие резорбции находящегося с ним в контакте костного вещества);
3. биологические свойства - отсутствие реакций со стороны иммунной системы организма, срастание с костной тканью, стимулирование процесса образования костной ткани (остеосинтеза);
4. для быстрого прорастания костной ткани в имплантат необходимо наличие в последнем сквозных пор размером 100-150 мкм.

Используемые в настоящее время материалы можно разделить на три большие группы, применяя в качестве критерия отклик организма на введенный в него имплантат:

1. токсичные (окружающие ткани отмирают при контакте) - большинство металлов;
2. биоинертные (нетоксичные, но биологически неактивные) - керамика на основе Al2O3,

ZrO2;

3. биоактивные (нетоксичные, биологически активные, срастающиеся с костной тканью) - композиционные материалы типа биополимер - фосфат кальция, керамика на основе фосфатов кальция, биостекла.

 

3.Биоинертная керамика

 

Два свойства делают керамику привлекательной в качестве материала для изготовления имплантатов. Во-первых, ее исключительная химическая инертность, во-вторых, высокая прочность. Но возникают проблемы с тем, что кость не может врасти в имплантат, и место контакта заполняется волокнистой соединительной тканью, которая механически охватывает инородное тело. Ясно, что такой контакт не может быть прочным. Похвальные прочностныехарактеристики керамики оборачиваются ее повышенной жесткостью. Представим себе модель керамического имплантата в кости в виде двух состыкованных разнородных материалов: один из них -мягкий (кость), другой - жесткий (керамика). Если приложить к такой системе механическую нагрузку, то она распределится неравномерно: большую часть возьмет на себя жесткий керамический элемент. При отсутствии привычной нагрузки клетки костной ткани запускают процесс растворения кости, которая приводит к развитию остеопороза - болезни, заключающейся в уменьшении массы костей за счет развития их пористости. Остеопороз в сочетании с изначально непрочным контактом керамика-кость означает, что в приконтактной области кости вероятность перелома особенно велика. Из 100 тыс. операций по трансплантации костной ткани, проводимых ежегодно в Великобритании, 18% составляют повторные операции по замене имплантата, утраченного в силу описанных выше причин.

Следует отметить еще один недостаток, присущий керамическим материалам. Речь идет об их повышенной хрупкости, то есть неспособности выдерживать заметные деформации без разрушения. Нагрузка, приложенная к хрупкой керамике, приводит к очень быстрому - катастрофическому, росту микротрещин, имеющихся практически в любом материале, и как следствие - к разрушению. Это явление особенно заметно при динамической нагрузке: ударах, толчках и т.д. Таким образом, не только зона контакта керамика кость, но и сам керамический имплантат при определенных условиях может являться областью вероятного перелома.

Несмотря на перечисленные недостатки, существуют области травматологии и ортопедии, где керамическим имплантатам нет альтернативы. В первую очередь это относится к протезированию тазобедренного сустава. Наиболее широко используют здесь керамику из оксида алюминия (А12О3) с добавкой очень малых количеств MgO (менее 0,5%) с целью получения мелкозернистого поликристаллического материала. Низкой трещиностойкости, присущей керамике на основе Al2O3, лишен керамический материал, изготовленный из оксида циркония (ZrO2) с добавками оксидов магния или иттрия. За свои великолепные механические характеристики подобный материал получил название “керамической стали”.

 

4.Стеклокерамические биоматериалы

 

Как известно, обычное стекло представляет собой достаточно быстро охлажденный расплав, содержащий оксиды Na2O, CaO, SiO2, а также другие оксидные добавки. Биоактивные стекла, история использования которых насчитывает уже более 30 лет, содержат в своем составе оксиды Na2O, CaO, SiO2, P2O5. При создании большинства биостекол используется состав 45S5: 24,5% Na2O, 24,5% CaO, 45% SiO2, 6% P2O5. Изменяя состав, можно в широких пределах менять биоактивность таких материалов. Медленное охлаждение расплава указанных оксидов по специальным температурным режимам позволяет частично закристаллизовать стекло (при этом чаще всего образуется метасиликат кальция - волластонит CaSiO3) и получить смешанные, стеклокристаллические материалы - биоситаллы, которые имеют более высокие по сравнению со стеклами механические характеристики.

Биостекла и материалы на их основе не воспринимаются организмом как что-то чужое, напротив, серия биохимических реакций (рис. 2) на границе биостекло-кость приводит к интенсивному образованию костной ткани в области контакта и в конечном счете к врастанию имплантата в костную ткань. Следует отметить, что переходный слой между биостеклом и костью может иметь толщину до 1 мм (ср. со слоем волокнистой соединительной ткани, имеющим толщину порядка 1 мкм, в случае имплантирования биоинертной керамики) и быть настолько прочным, что перелом произойдет в любом другом месте, но не в зоне срастания.

Рис. 2. “События” на границе биостекла и костной ткани:1- формирование Si-OH-групп на поверхности стекла в результате ионного обмена, 2- образование аморфного фосфата кальция на поверхности гидратированного стекла и его кристаллизация в ГАП, 3 - адсорбция биологически активных веществ апатитовым слоем, 4 - “включение” иммунной системы; направленный выброс и адсорбция специфических костных белков, 5 - прикрепление недифференцированных клеток и их превращение в костные клетки, 6 - рост костного матрикса и его минерализация, 7 - перестройка костной ткани и “зарастание” промежутка между стеклом и костью. Условно говоря, граница между “неживым” и “живым” проходит по стадиям 4 - 5.

 

Считается, что ключевым элементом, который обеспечивает высокую биоактивность указанных материалов, является кремний. Гидролиз биостекла в межтканевой жидкости приводит к образованию тонкого желеобразного слоя (геля) кремниевой кислоты - на поверхности имплантата. Отрицательно заряженные гидроксильные группы поверхности слоя кремневой кислоты притягивают из окружающего раствора межтканевой жидкости ионы Ca2+, заряд поверхности становится положительным, затем на поверхность осаждаются фосфат-ионы - происходит рост слоя гидроксиапатита.

Механические характеристики биостекол не столь обнадеживающие, как их биосовместимость и активность. В силу этого биостекла находят применение в качестве малых или слабонагружаемых имплантатов в стоматологии и челюстно-лицевой хирургии.

 

5.Материалы на основе фосфатов кальция

 

При температуре человеческого тела в контакте с водной средой устойчивы только четыре индивидуальных фосфата кальция. Водная среда при 370С и pH > 5 разлагает фосфаты кальция с образованием гидроксиапатита - наиболее устойчивого фосфата кальция в условиях организма. В присутствии паров воды ГЛП устойчив к нагреванию вплоть до температуры 13600С! Следует отметить, что плазма крови (равно как и другие межтканевые жидкости) пересыщена относительно ГАП. Это означает, что из межтканевых жидкостей могут самопроизвольно выпадать кристаллы ГАП, и если этого не происходит, то лишь благодаря сложным биохимическим процессам локального связывания и высвобождения ионов кальция и фосфат-ионов с участием биополимеров и ферментов. При нарушениях нормального обмена веществ в организме происходит кристаллизация ГАП в любых (необязательно костных) тканях - процесс патологической кальцификации тканей. Это явление сопровождает образование фосфатных камней, обызвествление сосудов, рост атеросклеротических бляшек. В действительности ГАП является соединением переменного состава, и его формула может быть представлена как Ca10-x(HP04)x(P04)6-x(0H)2-x, где 0<х<1 (то есть отношение Са/Р может меняться от 1,5 при х = 1 до 1,67 при х = 0). В кристаллической структуре апатита возможна частичная замена (замещение) катионов кальция на другие ионы, например на Sr2+, Ba2+, Be2+, Pb2+. Фосфат-ионы могут быть замещены на Si044 - или C032 - а вместо ОН-групп - Cl-, Br- , F-. Значительное количество фтора входит в состав ГАП, содержащегося в зубах. Характерной чертой ГАП, составляющего костные ткани организма, является присутствие в его структуре. Карбонат-ион является одним из основных источников деформации решетки апатита, создающей локальные механические напряжения и дефекты в кристаллах ГАП, и определяющей биологическую активность костного апатита, часто называемого в этой связи карбонат-апатитом. С определенной долей условности формулу минерального компонента костных тканей можно записать в виде Ca9(C0з)x(HP04)y(P04)5(0H)(где x+y= 1; интересно, что с возрастом содержание карбонат-иона в костном ГАП возрастает и наряду с другими причинами вызывает понижение механической прочности костей у пожилых людей). Как следствие весьма желательно, чтобы синтетический ГАП, выдвигаемый на роль заменителя биоапатита, был бы похожим на своего природного “собрата”: состоял из пластинчатых кристаллов малого размера (50 нм) и имел в своем составе карбонат-ион.

 

6.Цементы на основе фосфатов кальция

 

Разработка цементов на основе фосфатов кальция - перспективная область материаловедения, привлекающая повышенное внимание исследователей.

Цементная масса получается при перемешивании порошков фосфатов кальция и водных растворов. При этом происходит частичное растворение фосфатов кальция и образование наименее растворимого продукта.

К настоящему времени предложено множество композиций, основанных на смесях различных фосфатов кальция: СаНРО42Н2О, Са4(РО4)2О, СаНРО4, Са8Н2(РО4)65Н2О,

Са(Н2РО4)2Н2О, а, P-Ca3(PO4)2, аморфный фосфат кальция (АФК), см. таблицу 2. Несмотря на большое число всевозможных исходных составов, в системе возможно образование только двух конечных продуктов - ГАП и СаНРО42Н2О (ДКФД).

Таблица.2 Основные кальций фосфатные цементы, представленные на рынке биоматериалов.

Название цемента	Фирма-производитель	Состав	Конечный продукт
а-BSM Norian SRC Fracture Grout Bonesource Cementec Mimix Biocement D Biopex chronOS Inject	ETEX Norian (Synthes-Stratec) Norian Leibinger Teknimed Lorenz Surgical Merck Gmbh Mitsubishi Materials Mathys Medical	АФК, ДКФД а-ТКФ, СаСО3, МКФМ ТетКФ, СаСО3, Н3РО4 ТетКФ, ДКФ а-ТКФ, ТетКФ, Са(ОН)2, Н3РО4 а-ТКФ, ТетКФ, лимонная к-та а-ТКФ, ДКФ, СаСО3, нГАП а-ТКФ, ТетКФ, ДКФД С-ТКФ, МКФМ	ГАП КГАП ГАП ГАП ГАП ГАП КГАП ГАП ДКФД

АФК - аморфный фосфат кальция, ТКФ - Са3(РО4)2, ДКФ - СаНРО4, МКФМ - Са(Н2РО4)2-Н2О, ТетКФ - Са4Р2О9, ГАП - Са5(РО4)3ОН, КГ АП - карбонатгидроксилапатит.

 

Классификацию кальций фосфатных смесей проводят в зависимости от продуктов, образующихся в цементом камне: (а) апатитовые КФЦ и (б) брушитовые КФЦ (см. уравнение 1,2). Брушитовые (гидравлические) цементы имеют ряд интересных особенностей, основной из которых является высокая скорость резорбции в организме. Подавляющее число работ посвящено получению и исследованию апатитовых цементов. Основными аспектами, которым уделяется пристальное внимание при изучении цементных масс, являются: химическая эволюция, процедура замешивания, реологические свойства, механические параметры, разогрев (как результат экзотермических реакций), усадка (изменение объема цементной массы при отверждении), биорезорбируемость (скорость растворения).

Можно отметить два основных типа цементных реакций. К первому типу относятся кислотно-основные взаимодействия, в ходе которых относительно «кислый» фосфат кальция (т.е. Са/Р < 1.5) реагирует с основным (Са/P > 1.67) с образованием «нейтрального» продукта - ГАП:

2CaHPO4 + 2Ca4P2O9 ^ Саш(Р04)5(ОН)2 (1)

Са3(Р04)2 + Ca(H2PO4)2-H2O + 7H2O ^ 4 CaHPO4'2H2O (2)

К реакциям второго типа относят те, в которых исходный фосфат кальция и продукт имеют одинаковую стехиометрию (см. уравнение 3):

3 Ca3(P04)2-nH20 (АФК) ^ Ca9HP04(P04)50H + (3n-1)H20 (3)

Образование цементного камня связано с образованием и ростом кристаллов ГАП и их взаимным перекрыванием. Фосфаты кальция являются хрупкими материалами, их прочность на сжатие (10 - 100 МПа) сильно превосходит прочность на изгиб (1-10 МПа). Для сравнения, прочность традиционно используемых метилметакрилатных цементов - 30 МПа. Механическая прочность цементов зависит от состава смеси. Главным определяющим фактором является количественное соотношение между порошком и растворной компонентой (Тв/Ж). При увеличении соотношения Тв/Ж уменьшается пористость материала: 10% уменьшение

пористости приводит к двукратному увеличению прочности на сжатие. Типичные значения пористости СРС материалов - 30-60%, размер пор близок к 1 мкм.

Измерения прочности цементов, как правило, не документируются производителями, поэтому сложно сравнивать параметры, приводимые в литературе по разным источникам. Предпринимались попытки сопоставить различные материалы. Так, например, прочность на сжатие цементов Norian SRS, Cementec, Biocement D и a-BSM составила 33+5, 8+2, 83+4 и 4+1 МПа соответственно. То, что Biocement D имеет наибольшую прочность на сжатие, однако, не означает его наименьшую ломкость. Необходимо учитывать, что начальная прочность цементных материалов существенно меняется после имплантации.

КФЦ имеют открытую пористость, но малые размеры пор не позволяют костной ткани прорастать внутрь материала. Поверхностная биорезорбция цементов протекает медленно послойно на поверхности материала (рис. 3).

Рис.3 Формирование новой костной ткани на границе с цементным имплантатом состава 75% Са3(РО4)2,

20% Са4Р2О9 и 5% СаНРО4.

 

Цемент Norian SRS теряет 30% по массе после 24 месяцев имплантации. В общем случае, скорость резорбции меньше при большем размере кристаллов в цементной массе и меньшей пористости.

Низкотемпературная «керамика» - цементы - обладают рядом преимуществ по сравнению с традиционной керамикой. В цементных системах формируется легкорезорбируемый нанокристаллический апатит, цементную массу легко адаптировать к костным дефектам сложной формы. Кальций фосфатные цементы биоактивны и остеоиндуктивны (способствуют активному росту новой костной ткани).

 

7.Создание зуба

 

Взрослая ткань зуба практически не способна к самостоятельной регенерации, и дефект эмали, в результате действия повреждающих факторов, постепенно приводит к потере зуба. Без сомнения, современные технологии протезирования позволяют произвести реконструкцию даже при полном отсутствии зубов. Однако, прогресс современной медицины подвигает исследователей к поиску технологий замещения зубов естественными трансплантатами.

Ткань зуба закладывается на 6-7 неделе внутриутробного развития. На эпителиальной зубной пластинке появляются мелкие выпячивания, называемые зубными зачатками, из которых будет развиваться молочный зуб.

Дифференцировка зубных зачатков начинается с 3 мес. внутриутробного развития, а к началу 5 мес. эмалевый орган утрачивает непосредственную связь с эпителием ротовой полости, хотя остатки зубной пластинки могут длительно сохраняться. Незадолго до этого клетки зубной пластинки формируют второй эпителиальный зачаток, из которого будет развиваться постоянный зуб (Рис. 4)

 

Рис.4. Картина нормальной закладки зуба человека

 

В настоящее время технологии создания артифициального зуба (дентогенез) методами тканевой инженерии развиваются двумя основными путями. Первый путь - так называемый прямой дентогенез. У эмбриона производится забор закладки зуба (зубная пластинка, эмалевый орган, зубной сосочек). Клеточная масса суспензируется и совместно культивируется. В качестве матрицы используют биодеградируемые полимеры на основе органических кислот (полигликолевой и сополимера гликолевой и молочной кислот), которым придают трехмерную форму зуба. Культура клеток наносится на матрицу, и препарат пересаживается в зубную альвеолу (лунку, в которой находится корень зуба), где под воздействием факторов клеточного и тканевого микроокружения происходит дентогенез.

Второй путь - непрямой дентогенез, при котором развитие происходит внеальвеолярно. После выделения, кокультивирования и нанесения на матрицу клеток закладки зуба тканеинженерная конструкция пересаживается в мягкие ткани, не относящиеся к ротовой полости (сальник, околопочечная клетчатка, подкожная жировая клетчатка) на срок от 20 до 35 недель. По истечении указанного времени происходит образование ткани зуба за счет ближайших межклеточных взаимодействий.

Создание тканеинженерных конструкций для дентиногенеза - реальная перспектива сегодняшнего дня. Основной проблемой можно считать обеспечение кровоснабжения искусственного зуба, так как технология прямого дентогенеза в клинической практике может вызвать ряд неудобств в течение как минимум 30-35 недель, связанных с созданием определенных условий микроокружения для развивающегося зуба. Нельзя не отметить, что создание зуба как органа можно считать прорывом в реконструктивной стоматологии.

 

8.Искусственная кожа

 

Заживление взрослой раны кожи сложно и вовлекает широкий диапазон клеточных, молекулярных, физиологических, и биологических процессов. Для острых, хронических и обширных ран применяются как синтетические, так и естественные материалы. Главный эффект большинства заменителей кожи заключается в том, чтобы способствовать залечиванию раны, препятствовать обезвоживанию, попаданию инфекций в рану.