Роль кремния в силикатных имплантационных материалах

Б.И. Белецкий,  Н.В. Свентская

     Введение

     Современные методы восстановительной и заместительной хирургии направлены не на удаление повреждённого органа, а на сохранение и восстановление его биомеханических свойств и структурной целостности. В зависимости от интенсивности протекания биологических и физико-химичемких процессов на контактной поверхности “материал – кость”, выделяют биоинертные, биоактивные и биодеградируемые имплантационные материалы. Многочисленными исследованиями установлено, что только биоактивные и биодеградируемые матрицы способны индуцировать регенеративные процессы в тканях воздействием на клеточном уровне, т.е. стимулировать адгезию, закрепление клеток, способствовать формированию их микроокружения, активизировать их жизнедеятельность и синтетическую способность.

       Биологическая роль кальций-фосфатных имплантационных материалов в процессах образования костных структур выявлена достаточно полно. Однако, кремнию, который входит в состав биостёкол, биокерамики, биокомпозиционных материалов, стеклоиономерных цементов, кремний-структурированных фосфатов кальция Si-ГА и Si-ТКФ уделяется недостаточно внимания. В настоящей работе предпринята попытка рассмотреть процессы, протекающие на границе контакта “ имплантат-кость”, с участием  кислородных соединений кремния.

     Роль  кремния в процессах  формирования скелетных  тканей

     В живых системах содержание кремния  и его роль неодинакова. Например, В.И. Вернадский по этому признаку разделил живые существа на три категории: так называемые кремнеорганизмы, в которых более 10% (здесь и далее – массовые %) кремния; богатые кремнием существа, в которых его не менее 1-2%, и обычные организмы, содержащие лишь 0,1-0,001% кремния [1]. Для организма человека кремний является микроэлементом  и измеряется в единицах ppm (parts per million – миллионная доля). Однако, понимание биологических процессов, в которых участвует кремний, позволяет не только разрабатывать имплантационные материалы нового поколения, но так же и прогнозировать реакцию организма на их подсадку.

     В организмах животных и птиц кремний  присутствует в соединительной ткани, шерсти, ногтевых пластинах, перьях, коже, сухожилиях, мускулах и костях. В  организме человека кремний изменяет своё содержание от 0,6 ppm для сыворотки крови, до 10 ppm  в печени, почках, до 41 ppm  в мускульной ткани и 57 ppm в ткани лёгких, 100 ppm в костях и 200–600 ppm в хрящевой ткани, значительные количества кремния обнаружено в пуповине [2, 3]. Многочисленные исследования показали, что кремний связан с полисахаридной матрицей и входит в структуру гликозаминогликанов,  полиуронидов, гиалуроновой кислоты, хондротинсульфата, дерматинсульфата и гепаринсульфата. Высокие концентрации кремния наблюдают в межклеточных матричных компонентах, где кремний выполняет роль биологического связующего агента,  способствующего поддержанию архитектоники и упругости соединительных  тканей [3].

     Впервые роль кремния в физиологических  процессах  формирования скелетных тканей изучила Е. Carlisle [4]. Она исследовала влияние диетического, кремнёвого  питания на рост и развитие костных и хрящевых тканей молодых цыплят. У подопытных с кремний-дефицитным питанием наблюдали значительное снижение веса,  деформацию костей и гребешка, хрящевые ткани характеризовались низким содержанием коллагена и неколлагеновых протеинов, в то время, как у цыплят, получавших в питании  дополнительно 100 мг/г метасиликата кальция, наблюдали нормальное развитие костных и хрящевых тканей. В аналогичных исследованиях на кроликах, Schwartz and Milne так же устанавливают влияние диетического кремнёвого рациона: у животных с дефицитным питанием были деформированы скуловые кости и эмаль зубных тканей, наблюдали низкое содержание воды в костной ткани и гликозаминогликан [5]. Carlisle  Е. установила, что кремний жизненно необходим для нормального роста и развития скелетных тканей. На стадии формирования органического предшественника кости обнаруживают значительные количества кремния, который связывает синтезируемые   коллагеновые волокна в единую матрицу, позже, когда происходит минерализация сформированного органического матрикса, кремний вытесняется кальцием, и его содержание в кости определяется минимальными количествами. Таким образом, кремний играет роль “переходного” элемента, необходимого для стабилизации органического матрикса  хрящевых и костных тканей.

     Оценка  биологической активности кремний-содержащих имплантационных  материалов в культуре остеогенных клеток.

     Исследования  in vitro с использованием культур остеогенных клеток позволяют прогнозировать реакцию ткани в условиях in vivo на подсадку разрабатываемых имплантационных материалов. Изучение поведения остеогенных клеток на кальций-фосфатных матрицах, модифицированных ионами  Na+, K+ и с введённым в структуру SiO₂, и сравнение полученных результатов с - α-ТКФ,  показали, что прикрепление остеогенных клеток, синтез коллагена и экспрессия остеогенных маркеров на поверхности CaNaPO₄ и CaNaPO₄ с 9% (вес.)  SiO₂ было наибольшим, поэтому данные субстраты способствуют лучшей активации и дифференциации остеогенных клеток в сравнении с исходным α-ТКФ [6]. В работе [7] так же проводили сравнительное исследование влияния химического состава субстратов на клеточную линию остеобластов; в качестве матриц для культивирования использовали: продукты растворения биоактивного стекла BG60S (состав, масс.: SiO₂ - 60%, CaO – 35%, P₂O₅ - 5%); бифазную кальций-фосфатную керамику и контроль. Было установлено, что в присутствии продуктов растворения биоактивного стекла  увеличивается пролиферация клеток на 35%, их жизнеспособность, синтез клетками коллагена повышается  на 25% в сравнении с двухфазной кальций-фосфатной керамикой. Установлено, что значительное увеличение активности клеток в присутствии  продуктов резорбции  BG60S  связано с растворением кремнёвой составляющей биоактивного стекла; выход ионов кальция из структуры материала не оказывал влияния ни на пролиферацию клеток, ни на их синтетическую способность. Авторы [3] так же отмечали значительное увеличение пролиферации, дифференциации, секреции коллагена и жизненности остеобластов при введение в культуру остеогенных клеток крыс в условиях  in vitro продукта растворения Bioglass (состав, масс.: SiO₂ - 45%, CaO – 24,5%, Na₂O – 24,5% P₂O₅ - 6%)   или псевдоволластонта α-CaSiO₃.

     Многочисленные  исследования по культивированию остеогенных клеток  на различных субстратах показали, что прикрепление клеток, их  пролиферация, дифференциация, синтез коллагена и остеогенных маркеров происходит значительно активнее на тех материалах, которые содержат в своём составе соединения кремния. В работе [7] изучали морфологию остеобластов, культивированных в присутствии  BG60S. Было обнаружено образование в клетках большого числа вакуолей, жидкое содержимое которых на 75% содержало кремний. Формирование значительного числа вакуолей в клетке обычно ведёт к апоптозу, однако в данном случае, наоборот происходило повышение жизнеспособности, пролиферативной активности клеток, синтеза коллагеновых волокон. Подобное поведение может быть объяснено, с одной стороны, использованием  кремния в качестве “связующего” агента в процессе синтеза коллагеновых волокон за счёт реакций конденсации между коллоидным кремнием и фибриллами коллагена. С другой стороны, дополнительными адгезионными взаимодействиями   рецепторов клетки и силикагелем, формирующимся на поверхности субстрата при воздействии физиологической среды.

     Значительный  интерес у материаловедов вызывают имплантационные материалы нового поколения  –  кремний-структурированные  фосфаты кальция -  Si-ГА и Si-ТКФ. Сравнительные исследования кальцийфосфатных материалов, содержащих в своей структуре химически связанный кремний Si-ГА и Si-ТКФ с исходными ГА и ТКФ, показывают, что введение кремния вызывает значительно более высокий биологический отклик, что может быть связано с   Si-индуцирущим изменением свойств материала, а так же важной роли кремния в физиологических процессах роста и перестройки костной и хрящевой ткани.

     При введении кремния (в пределах нескольких вес. %) в кристаллическую структуру ГА (конечный продукт описывается формулой Ca₁₀²⁺(PO₄^3-)_6-х(SiO₄^4-)_х(OH^-)_2-х) изменяется эффективный заряд поверхности материла (характеризуется более высокими значениями электроотрицательности), что связано со специфическим расположением силикат-ионов относительно фосфат-ионов в кристаллической решётке Si-ГА. В испытаниях Si-ГА и эталонного ГА  в условиях in vivo было показано, что на поверхности образцов Si-ГА в значительно более короткие сроки происходит адсорбция протеинов, прикрепление клеток остеобластов, специфические клеточные реакции (синтез коллагена I типа, активация щелочной фосфатазы) и, соответственно, минерализация молодого костного матрикса [3,8].

     В исследованиях Mastroigacoma M. и соавт. [9], проводимых в период 1 и 2 года, с использованием имплантатов Skelite (состав, масс.: 67% Si-ТКФ и 33% ГА/β-ТКФ) было выявлено, что в период 3 мес – 1 год происходит активное формирование молодых  костных структур в открытых порах имплантата и резорбция материала. Через  1 год после имплантации, количество нерезорбировавшей матрицы соответствует 10-20 % от общего объёма, а через 2 года матрица полностью резорбирует и замещается сформировавшейся, высокоминерализованной костной тканью. В случае модифицирования имплантационного материала Skelite стромальными костными клетками, было показано, что  уже на сроке 4 месяцев имплантаты модифицированные   стромальными костными клетками способствуют формированию минерализованной костной ткани и подвергаются значительной резорбции, в сравнении с эталонным Skelite.

     Кремний-структурированные фосфаты кальция Si-ГА и Si-ТКФ и имплантационные материалы на их основе имеют ряд преимуществ над исходными, немодифицированными ГА и ТКФ: более высокую степенью резорбции, что связано с нарушением кристаллической структуры – появлению дефектов и вакансий; специфическую, более электороотрицательную поверхность, содержащую гидрофильные ≡Si-OH группировки, с которыми легко вступают во взаимодействия полярные группы органических соединений, облегчая прикрепление клеток и способствуя формированию большего количества связей имплантат - кость. Кроме того, кремний активизирует деятельность клеток – остеобластов и остеокластов, что в значительно большей степени ускоряет регенеративные процессы в тканях.

     Растворимость биоактивных силикатных стёкол в условиях  in vitro и in vivo

     Многочисленными исследованиями установлено, что растворимость  биоактивных силикатных стёкол в  условиях  in vitro и in vivo, а так же их связывание со скелетными и мягкими тканями определяется химическим составом стекла и контактной среды.

     Hench L.L. [10] в системе Na₂O-CaO-P₂O₅-SiO₂ выделил пять областей составов различной биоактивности: нетехничные; абсолютно инертные; биоактивные стёкла, связывающиеся с костью; биоактивные стёкла, связывающиеся с костью и  коллагеновыми волокнами мягких  тканей; биодеградируемые стёкла,  резорбция которых начинается уже в первые 10-30 дней.

     В работах Andersson O.H., Karlsson K.H. [11, 12], изучено поведение биоактивных стёкол системы SiO₂-Na₂O-CaO-P₂O₅-Al₂O₃-B₂O₃ в условиях  in vivo, авторами [13] в условиях  in vitro  исследованы стёкла системы SiO₂-Na₂O-CaO-P₂O₅- K₂O- Al₂O₃-B₂O₃. Во всех работах отмечается, что для различных составов биоактивных кремний-содержащих стёкол  механизм протекания поверхностных реакций и формирования связи имплантат–кость одинаков. Во всех случаях при воздействии физиологических сред на имплантат, как показали концентрационные профили “имплантат-кость” [11, 12, 13], на его поверхности формируется гель кремнёвой кислоты. В то же время, содержание в поверхностном реакционном слое ионов натрия, кальция, алюминии, фосфора минимальное. Впоследствии, на поверхности кремнёвого геля формируются  кальцийфосфатные слои различной “мощности”. Образование силикатного геля описывается реакцией:

                    ≡Si-ONa + R-COOH                    ≡Si-OH + R-COONa

     В зависимости от типа биоактивности  стекла (химически стойкое, биоактивное, биодеградируемое) изменяется как “мощность” образующегося геля кремнёвой кислоты  так и протекание последующих  реакций связывания. В случае химически  стойкого стекла толщина образовавшегося слоя силикагеля незначительна, на поверхности же биодеградируемых стёкол процессы растворения идут гораздо активней и глубже, формируя “мощный” слой кремнезёмного геля. Образовавшиеся многочисленные ≡Si-OH полярные группы служат адгезивными островками, к которым прикрепляются клетки остеобластов путём реакции конденсации молекулы белка и силанольной группировки.  Избыточные силанольные группировки подвергаются  дальнейшему гидролизу, что приводит к образованию высокогидратированного коллоидного геля кремнёвой кислоты, растворимого в среде организма.

     Степень гидратации поверхности биоактивных  стёкол различна и зависит от конкретного  состава: высококремнезёмистые стёкла образуют прочный, непрерывный кремний-кислородный каркас и слабо подвергаются гидролизу. Так же слабо гидролизуются стёкла с низким содержанием кремнёвой составляющей и присутствующими в составе оксидами CaO, P₂O₅, Al₂O₃, B₂O₃, стабилизирующими кремний-кислородный каркас. Ингибируют процессы связывания добавки Al₂O₃, Ta₂O₅, Sb₂O₅, TiO₂, ZrO₂ [14, 15]. Напротив, увеличение содержания Na₂O за счёт CaO при постоянном уровне оксидов кремния и фосфора приводит к повышению растворимости, формированию “мощного” силикагеля, и постепенной деградации имплантированного стекла в среде организма.

     Механизм  связывания костной ткани с имплантационным  материалом аналогичен  механизму  естественного ремоделирования кости [16]. На начальном этапе происходит резорбция материала, осуществляемая остеокластами, которые прикрепляясь к поверхности материала, секретируют и выделяют в резорбирующую зону органические кислоты (лимонную, молочную, янтарную или угольную). Растворимые продукты деградации поступают в кровеносную систему и удаляются из организма. Резорбция может продолжаться у взрослого человека до 6 недель.  Далее наступает фаза реверсии, 1-2 недели, которая характеризуется переходом от процессов резорбции к формированию костной ткани за счёт сопряжения деятельности остеокластов и остеобластов. Фаза формирования остеогенеза начинается с локальной дифференциации преостеобластов в остеобласты и их миграции в область резорбционной лакуны. Преостеобласты располагаются в остеогенной надкостнице, поэтому, имплантационный материал при хирургических реакциях стараются покрыть надкостницей. Прикрепление клетки остеобласта осуществляется рецепторами белковых молекул клеточной мембраны. Благодаря высокой синтетической и секреторной активности остеобластов лакуна постепенно заполняется органическим межклеточным веществом (откладывается со скоростью 2-3 мкм/сут.),  и в дальнейшем, спустя 5-15 суток, начинается минерализация, средняя продолжительность процесса составляет 20 недель. Впоследствии активные остеобласты утрачивают способность к секреции и минерализации костного матрикса и превращаются в неактивные остеобласты.

       Формирование связей “биоактивное  стекло-кость” осуществляется путём  реакции конденсации между ≡Si-ОН группировками   кислотного характера [17] и полярными группами  белковых адгезивных молекул; кроме ОН^- групп в белковых молекулах присутствуют сульфогидрильные SН^-, карбоксильные –СОО^-, аминогруппы Н₂N^- и др, что приводит к образованию химических связей ≡Si-O-C≡:

      ≡Si-ОН + HO[C_nH_m]                  ≡Si - O - [C_nH_m] + H₂O

     Кремний, по своему расположению в таблице химических элементов Д.И. Менделеева, является аналогом углерода – содержит четыре электрона на внешних sp-орбиталях, и, соответственно, способен образовывать четыре связи, но в отличие от углерода, у кремния имеется вакантная d-орбиталь, которая способна участвовать в образовании донорно-акцепторной связи, например  с аминогруппой, формируя связь   ≡Si-N=. Так же  возможно появление электростатических связей между молекулами белка и поверхностью материала. Прочность этих связей по сравнению с валентными незначительна, но в результате их многочисленности, а так же протеканию реакции конденсации, молекула белка достаточно прочно закрепляется на поверхности биоактивного стекла.

     После образования связи “биоактивное стекло-коллаген” остеобласты минерализуют образовавшийся остеоидный участок путём синтеза и секреции матричных пузырьков, содержащих высокие концентрации фосфата кальция и щелочной фосфотазы.  Микросреда внутри матричных пузырьков способствует отложению первых кристаллов трикальцийфосфата и гидроксиапатита.

     Связывание  силикатного геля и формирование на его поверхности кальций-фосфатных  слоёв протекает в два этапа. Силанольные группировки  в первую очередь связывается с фосфатом  по реакции нейтрализации:

           ≡Si-OН_(гель) + НРО₄^2-_(раств)                   ≡  Si-O-РО₃^2- _(гель) + Н₂О 

     Свободные     ≡Si-O-Р-О^-  цепочки сшиваются катионами кальция, которые стабилизируют силикатный гель и формируют трёхмерную структуру:

                                         O                         O

                ≡ Si_(гель) – O – P – O – Ca – O – P – O -  Si≡ _(гель)

                                       O                         O 

     Этот  механизм ведет к снижению атомного Ca/P отношения. Исследованиями in vivo подтверждено, что на начальных этапах формирования молодой кости атомное Ca/P отношение характеризуется низкими значениями. В дальнейшем на поверхности кальций-фосфатного слоя кристаллизуется  низкоструктурированный карбонатгидроксиапатит, в котором источником ионов СО₃^2- так же является костная ткань. Постепенно  Ca/P отношение повышается, и в дальнейшем на матрице кристаллизуются гидроксиапатит, карбонатгидроксиапатит и трёхкальциевый фосфат. В итоге, формируется прочная связь костной ткани с поверхностью имплантата и, в случае резорбции имплантированного материала, молодая костная ткань постепенно замещает имплантат. 

     К биодеградации склонны стёкла, содержащие оксида кремния до 55% (масс %) и значительные количества одновалентных оксидов модификаторов. Такие стёкла  являются биоактивными, костная ткань связывается с поверхностью таких материалов посредством ряда химических реакций, скорость протекания которых достаточно высока. В составах стёкол, содержащих более 55% (масс.) оксида кремния, скорость процессов связывания значительно снижается, материал соответствует изобиоактивному состоянию; реакция  костной ткани на подобные материалы сводится только к ограниченному связыванию с поверхностными слоями, в глубинных же слоях реакции не протекают, и материал не претерпевает никаких изменений со временем. При дальнейшем увеличении кремнёвой составляющей стекла более 60% (масс.) связывание  костной ткани с поверхностью материала минимальна, и материал характеризуется биоинертным типом поведения.

     Растворимость биоактивных и биодеградируемых стёкол системы Na₂O-CaO-SiO₂ обусловлена присутствием в составе стекла силикатов натрия и кальция, образующих  сплав оксидов Y•Na₂O • Z•CaO •X•SiO_2.. Стёкла состава Na₂O  • X•SiO₂ [18] являются жидкими стёклами, поэтому данный компонент в составе биодеградируемого стекла подвергается растворению в первую очередь.  Изучение свойств жидких стёкол позволяет понять природу процессов, протекающих в физиологической среде при имплантации биоактивных и биодеградируемых стёкол.

     Относительно  жидких стёкол известно, что они  способны переходить из твёрдой формы в жидкую во влажной воздушной атмосфере за счёт гидратации:

          Na₂O • X•SiO_2(тв) + CO_2(возд) + n H₂O                  Na₂CO_{3(раств)} + X•SiO₂ • n H₂O(ж)

     Стекловидные  щелочные силикаты могут растворяться без изменения своего состава только в воде. При реакциях жидкого стекла большое значение имеет гидролиз получаемых новообразований, их коллоидная природа, высокая адсорбционная способность. Жидкое стекло способно хорошо эмульгировать органические вяжущие вещества. Растворимые в воде органические соединения, такие как глюкоза, глицерин, декстрин вызывают коагуляцию жидкого стекла.

     Щелочные  силикаты являются солями очень слабой кремнёвой кислоты, поэтому из всех своих солей она должна вытесняться  всеми растворимыми минеральными и органическими кислотами. Разложение жидкого стекла всеми кислотами протекает по одной и той же схеме с образованием растворимой в воде щелочной соли, соответствующей кислоты и выпадением в конечном счёте осадка кремнегеля. Выделение SiO₂ может производиться растворимыми органическими кислотами лимонной, яблочной, уксусной, и, напротив, нерастворимые органические кислоты – стеариновая, олеиновая не вызывают коагуляции жидкого стекла. Оксиды и гидрооксиды щелочноземельных металлов  при взаимодействии с жидким стеклом образуют коллоидные осадки  силикатов щелочноземельных металлов:

          Na₂O • X•SiO_2(ж) + Ca(OH)₂                  2 NaOH + (n-1) SiO₂  + CaSiO₃

     Гель  кремнёвой кислоты, образующийся при  воздействии физиологических жидкостей, можно рассматривать как растворимую форму силикатов, аналогичную жидким стёклам. Именно кремнёвый гель вступает в реакцию с ионами кальция в условиях in vitro, образуя коллоидный гель силиката кальция. Образовавшийся силикат кальция в дальнейшем  взаимодействует с растворимыми фосфатами, способствуя формированию кальцийфосфатных слоёв, наблюдаемых на всех концентрационных профилях. Кремнёвый гель способен адсорбировать воду, и постепенно растворяться.  Благодаря  высокими адсорбционными свойствам, к его поверхности прикрепляются многочисленные белковые молекулы, осуществляя связь имплантат-кость.

     Экскреция кремнёвых соединений из организма

     Во  многих исследованиях показано, что  костная ткань способна связываться  с биоактивными стёклами, которые  обеспечивают рост кости, а так же вызывает неизвестный иммунный отклик. Авторами [2] была подробно рассмотрена экскреция кремния из организма подопытных животных после имплантации биоактивного стекла в Bioglass костную ткань.

     В исследовании гранулы биоактивного стекла Bioglass размером 300-335 мкм имплантировали в проксимальную часть бедра кроликов первой группы. В течение 28 недель оценивали скорость экскреции кремния из организма подопытных животных. Для этого проводили измерение содержания этого элемента в моче и крови, по истечении недели животное усыпляли и  изучали содержание кремния в почках, печени, лёгких, селезёнке, лимфатической системе, в месте имплантации – проксимальной части бедра, а так же в дистальной части бедра. Данные по скорости экскреции кремния у животных первой группы сравнивали с аналогично полученными результатами экскреции кремния из организма животных второй группы, не подвергнутых операции имплантирования биоактивного стекла. Установлено, что деградирующий материал остаётся в зоне подсадки не долгое время. Было показано, что скорость растворения кремнёвой составляющей биоактивного стекла ниже, чем скорость удаления кремния через почки и, соответственно, аккумуляции кремния в организме не происходит. Результаты показали, что у животных первой группы не происходило накопление кремния в организме,  общее содержание кремния в крови почках, печени, лёгких, лимфатической системе, селезёнке было на уровне такового у животных второй группы, но в дистальной части  бедра происходила незначительная аккумуляция кремния. Полный выход кремния из костной ткани происходил в течение 24 недель, в то время как полная резорбция биоактивного стекла из мышечной ткани происходила за 19 недель. [2]

     Заключение

     В заключении отметим, что кремний является жизненно необходимым элементом для роста развития организма человека и присутствует во всех органах и тканях с рождения. Значительную роль кремний играет на этапе формирования органического предшественника костной ткани как в эмбриогенезе, так и в процессе ремоделирования скелетных тканей. Введение растворимых форм кремния в культуру остеобластов в условиях in vitro приводит к повышению пролиферации, дифференциации, синтеза коллагеновых белков. Связывание костной ткани с поверхностью биоактивных стёкол протекает только в случае формирования на поверхности имплантата высокогидратированного кремнезёёмного слоя. Костная ткань не образует связи со стёклами матрица которых недостаточно гидрофильна. Это свидетельствует о важнейшем влиянии растворимых форм  кремния на протекание процесса  остеогенезиса, а так же о стимулирующем воздействии гидрофильных силикатных матриц биокомпозиционных материалов на регенеративные процессы в хрящевых и костных тканях, на процессы связывания костной ткани и коллагеновых волокон с биоактивными силикатными стёклами.

     В мировой практике и в России в связи с развитием золь-гель- и нано- технологий наметилась устойчивая тенденция к созданию имплантационных материалов, которые по своему химическому составу и дифференцированной структуре поверхностных слоёв наиболее полно соответствует характеру и последовательности биохимических реакций при контакте с живой костной тканью. Стимуляция процессов регенерации костных тканей возможна при активном воздействии на костные клетки. Рассмотренные данные указывают на целесообразность разработки и применения кремнийсодержащих имплантационных материалов на основе ТКФ, ГА, КГА и других фосфатов кальция.  
 

Список  литературы:

1. Воронков М.Г., Кузнецов  И.Г. Земная кремнёвая жизнь // Химия и жизнь, 1983; №12: 95-99.
2. Lai W., Garino J., Ducheyne P. Silicon excretion from bioactive glass implanted in rabbit bone // Biomaterials  2002; 23: 213–217.
3. Pietak A.M., Reid J.W., Stott M.J., Sayer M.  Silicon substitution in the calcium phosphate bioceramics  // Biomaterials 2007; 28: 4023–4032.
4. Carlisle  E. Si: an essential element for the chick // Science 1972; 178: 619-621.
5. Schwarz K., Milne D. Growth promoting effects of Si in rats. Nature 1972; 239:333–334.
6. Knabe C., Berger G., Gildenhaar R., Howlett C.R., Markovic B., Zreiqat H. The functional expression of human bone-derived cells grown on rapidly resorbable calcium phosphate ceramics // Biomaterials  2004; 25: 335–344.
7. Valerio P., Pereira M.M., Goes A.M., Leite M.F. The effect of ionic products from bioactive glass dissolution on osteoblast proliferation and collagen production // Biomaterials 2004; 25: 2941–2948.
8. Portera A.E., Patela N., Skepperb J.N., Besta S.M., Bonfielda W. Comparison of in vivo dissolution processes in hydroxyapatite and silicon-substituted hydroxyapatite bioceramics // Biomaterials 2003; 24: 4609–4620.
9. Mastrogiacomoa M., Papadimitropoulosb A., Cedolac A., Peyrind F., Giannonie  P. Engineering of bone using bone marrow stromal cells and a silicon-stabilized tricalcium phosphate bioceramic: Evidence for a coupling between bone formation and scaffold resorption // Biomaterials 2007;28: 1376–1384
10. Hench  L.L. Bioсeramics // J. Am. Ceram. Soc. 1998; 81 [7]: 1705-1728.
11. Andersson O.H., Karlsson K.H., Liu G., Niemi L., Miettinen J., Juhanoja J. In vivo behaviour of glass in the SiO₂-Na₂O-CaO-P₂O₅-Al₂O₃-B₂O₃ system // J. Mat. Science: Materials in Medicine 1990; 1: 219-227.
12. Andersson O.H., Karlsson K.H.  On the bioactivity of silicate glass // J. Non-Cristalline Solids 1991; 129: 145-151.
13. Banchet V., Michel J., Jallot E., Wortham L., Bouthors S., Laurent-Maquin D., Balossier G. Interfacial reactions of glasses for biomedical application by scanning transmission electron microscopy and microanalysis// Acta Biomaterialia 2006; 2:  349–359
14. Kokubo T. Novel bioactive materials derived from glass  // XIX Int. Congr. On Glass 1989.
15. Kokubo T, Kushitani H., Sakka S., Kitsugi T., Yamamuro T.  Solutions able to reproduce in vivo surface-structure changes in bioactive glass-ceramic A-W // J. Biomedical: Mat. Research 1990; 24:721-734.  
16. Быков В.Л. Цитология и общая гистология // Санкт-Петербург Изд-во “СОТИС”, 2002. – с. 344-402.
17. Белецкий Б.И., Шумский В.И., Никитин А.А., Власова Е. Б. Биокомпозиционные кальций-фосфатные материалы в костно-пластической хирургии // Стекло и керамика, 2000 № 9.
18. Бабушкина М. И. Жидкое стекло в строительстве// Изд-во “Картя Молдовеняскэ” Кишинёв, 1971,  220 стр.