CC BY
243
[¡К^ззшщЖ
ВОЛГОГРАДСКОГО ГОСУДАРСТВЕННОГО МЕДИЦИНСКОГО УНИВЕРСИТЕТА
ежеквартальный научно-практическии журнал
Главный редактор
B. И. Петров, академик РАМН Зам. главного редактора
М. Е. Стаценко, профессор
РЕДАКЦИОННАЯ КОЛЛЕГИЯ
А. Р Бабаева, профессор А. Г. Бебуришвили, профессор
A. А. Воробьев, профессор
C. В. Дмитриенко, профессор
B. В. Жура, доцент
М. Ю. Капитонова, профессор (научный редактор)
C. В. Клаучек, профессор
Н. И. Латышевская, профессор В. Б. Мандриков, профессор И. А. Петрова, профессор
B. И. Сабанов, профессор Л. В. Ткаченко, профессор
C. В. Туркина (ответственный секретарь)
РЕДАКЦИОННЫЙ СОВЕТ
А. Б. Зборовский, академик РАМН (Волгоград)
Н. Н. Седова, профессор (Волгоград)
A. А. Спасов, чл.-кор. РАМН (Волгоград)
B. П. Туманов, профессор (Москва)
Г. П. Котельников, академик РАМН (Самара)
П. В. Глыбочко, чл.-кор. РАМН (Саратов)
В. А. Батурин, профессор (Ставрополь)
4 (32)
ОКТЯБРЬ-ДЕКАБРЬ 2009
9771994948340
ОБЗОРНЫЕ СТАТЬИ
УДК 616-001-089.843:001
МОДИФИКАЦИЯ ПОВЕРХНОСТЕЙ ВНУТРИКОСТНЫХ ИМПЛАНТАТОВ: СОВРЕМЕННЫЕ ИССЛЕДОВАНИЯ И НАНОТЕХНОЛОГИИ
В. И. Калита, Д. А. Маланин, В. А. Мамаева, А. И. Мамаев, Д. А. Комлев, И. В. Деревянко, В. В. Новочадов, Ю. А. Ланцов, И. А. Сучилин
Волгоградский государственный медицинский университет, Волгоградский научный центр РАМН и АВО, Институт металлургии и материаловедения им. А. А. Байкова РАН, Москва, Институт физики прочности и материаловедения СО РАН, Томск
Представлен обзор, посвященный характеристикам и свойствам различных покрытий для имплантатов, используемых в травматологии и ортопедии. Освещены современные технологии получения текстурированных и биокерамических покрытий титановых имплантатов. Рассмотрены результаты экспериментальных исследований, подтверждающие остеоиндуктивные свойства пористых и биокерамических покрытий титановых имплантатов. По результатам последних исследований продемонстрированы возможности улучшения интеграции покрытий имплантатов с костной тканью на основе использования в технологиях их получения наноматериалов, коллагена, белков, а также придания покрытиям бактерицидных свойств.
Ключевые слова: имплантаты, пористые покрытия, наноматериалы, антимикробные свойства.
МODIFICATION OF INTRABONE IMPLANTS SURFACES: MODERN RESEARCH AND NANOTECHNOLOGIES
V. I. Kalita, D. A. Malanin, V. A. Mamaeva, A. I. Mamaev, D. A. Komlev, I. V. Derevyanko, V. V. Novochadov, Yu. A. Lantsov, I. A. Suchilin
This review includes information about characteristics and properties of various coatings for implants used in traumatology and orthopedics. We discuss modern nanotechnologies of manufacturing textured and bioceramic coatings with antimicrobial properties for titanium implants. Results of experimental research confirm osteoinductional properties of porous and bioceramic coatings.
Key words: implants, porous coatings, nanomaterials, аntimicrobial properties.
В последние годы в связи с более широким использованием эндопротезирования в лечении повреждений и заболеваний суставов особую актуальность приобретает создание внутрикостных имплантатов, отвечающих не только анатомо-биомеханичес-ким требованиям, но и надежно фиксирующихся в костной ткани [3, 12, 13, 16, 28].
Применение цементной фиксации имеет сравнительно более высокий риск развития нестабильности компонентов эндопротеза и значительно затрудняет ревизионную артропластику. Рентгенологически выявляемая нестабильность чашки эндоп-ротеза тазобедренного сустава при ее цементной фиксации в сроки до 20 лет достигает 48 % [46]. По данным мировых ортопедических центров, специализирующихся в области артропластики, процент ревизионных операций после тотального эндопротезирования тазобедренного сустава составляет от 15 до 25 %. Поэтому подавляющее большинство
авторов предпочитает, особенно у молодых пациентов, бесцементное эндопротезирование [3, 10, 19, 31, 32, 55].
Стабильная фиксация бесцементных эндопро-тезов в костной ткани лежит в основе их долговечности и функциональности. Основным механизмом, обеспечивающим долгосрочную стабильность имп-лантата, признается биологическая интеграция, которая подразумевает возникновение анатомической и функциональной взаимосвязи между изменяющейся живой костью и поверхностью имплантата под влиянием физиологических нагрузок. Биологическая интеграция происходит путем врастания кости в поверхность имплантата. При плотном введении его достигается первичная механическая фиксация, которая в дальнейшем уступает первенство вторичной фиксации, наступающей в результате взаимодействия поверхности имплантата с костной тканью [16, 20, 25, 30, 52].
Известно, что использование эндопротезов без специальных покрытий не всегда обеспечивает надежную фиксацию [1, 11, 12, 24, 47]. Для улучшения механических характеристик и оптимизации биологических процессов взаимодействия между костной тканью и поверхностью имплантатов используются разнообразные текстурированные (пористые, шари-ковидные, коралловидные, волокнистые), а также биокерамические покрытия. Дальнейшее совершенствование их происходит по пути приближения к нормальной трехмерной структуре костной ткани на основе применения нанотехнологий и вызывает пристальный интерес со стороны ученых разных специальностей — материаловедов, врачей, биологов, химиков и др. [5, 6, 9, 18, 22, 33, 45].
Философия современного подхода к пониманию оптимального взаимодействия костной ткани и модифицированных поверхностей имплантатов основывается на достижении полного встраивания в сложный живой организм «кости, состоящей из семейства материалов, которые построены из минерализированных коллагеновых волокон» [22].
Мировые исследования по разработке структуры покрытий имплантатов с целью придания им биоактивных свойств связаны с несколькими направлениями:
- улучшение геометрии покрытий имплантатов, стимулирующей процесс костеобразования;
- изучение химического состава покрытий и его изменений при формировании границы раздела «костная ткань-имплантат»;
- совершенствование технологий формирования покрытий и изучение изменений их химического состава после нанесения на имплантаты;
- разработка покрытий с композитными материалами нового поколения;
- создание покрытий с бактерицидными свойствами.
Создание благоприятных условий для новообразования костной ткани на границе раздела с имп-лантатом за счет определенной формы и структурной организации (геометрии), а также оптимизация этого процесса в качественном и количественном отношении — основное требование к покрытиям. Выполнение его позволяет относить покрытия к категории биоактивных.
В экспериментальных исследованиях последних 10 лет были убедительно обоснованы преимущества пористой структуры покрытий для имплантатов, позволяющей беспрепятственное врастание костной ткани и поступление питательных веществ и кислорода, участвующих в ее строительстве. Биологические процессы, происходящие после введения имп-лантата с пористой поверхностью в кость, близки к заживлению переломов с характерными стадиями развития — воспалением, пролиферацией и моделированием. С наличием микронеровностей на поверх-
ности имплантатов связывают лучшую адгезию ме-зенхимальных клеток и более высокую активность, проявляемую остеогенными клетками, как это наблюдается в стадию пролиферации репаративного осте-огенеза. При этом наиболее оптимальный размер пор у покрытий, формирующих так называемый микрорельеф, не должен быть меньше или превышать 150—600 мкм [7, 8, 34, 35, 40, 51, 53].
Существенный объем покрытий формируется золь-гель методом, химическими методами, анодированием, микродуговым оксидированием. Такие покрытия имеют микрорельеф, но макрорельеф их выражен совсем незначительно. Более шероховатые поверхности покрытий на уровне макрорельефа образуются при плазменном напылении из порошка или проволоки. Такие покрытия имеют кажущийся модуль упругости от 0,04 до 0,25 от модуля упругости исходного монолитного материала, что считается благоприятным для выравнивания разности модулей упругости металлического имплантата и костной ткани, различающихся в 10 раз. Если различие в модулях упругости сохраняется, то рано или поздно это приводит к возникновению подвижности на границе раздела «кость-имплантат», клиническим эквивалентом чего является нестабильность компонента эндопро-теза. Необходимую прочность соединения костной ткани и имплантата, а также компенсацию разницы модулей упругости материала имплантата и кости обеспечивают напыленные плазмой покрытия, сочетающие в себе макро- и микронеровности, что было показано в специальных модельных исследованиях [5, 6].
Химический состав поверхности покрытий имеет принципиальное значение для формирования прочной связи имплантатов с костной тканью.
Керамические покрытия на основе гидрокси-апатита и фосфата кальция способны улучшать взаимодействие поверхности имплантатов с костной тканью, особенно в ранние сроки после операций. Одной из причин биоактивности керамических материалов является электрический заряд их свободной поверхности, определяющий направленность осаждения ионов Са и Р из биологической жидкости. В последующем вступает в действие патофизиологический механизм постепенной резорбции керамических покрытий с освобождением ионов кальция, фосфора, стимулирующих первичное костеобразование и принимающих участие в минерализации очагов хон-дрогенеза с последующим их замещением костной тканью. Кроме этого в отдельных исследованиях отмечается не только прямое влияние гидроксиапатита на активность стволовых клеток и остеобластов, но и опосредованное — на ангиогенез и продукцию сигнальных молекул [7, 8, 27, 29, 33, 37, 42, 44, 56].
Подходы к химическому составу керамических покрытий претерпевают изменения. Первоначально в основном использовался чистый гидроксиапатит,
ígcseiropGs
химический состав покрытий из которого (Са/Р = 0,5— 2,5) в разной степени влиял на процесс соединения с костной тканью. При соотношении Са/Р = 2,5 отмечалась более высокая адгезия остебластов. В литературе представлены исследования об остеоиндук-тивных свойствах а- и ß-трикальций фосфата, а- и ß-пирофосфата кальция, бифазного фосфата кальция и некоторых других видов синтетической и полученной из биологических объектов керамики [27, 29, 44, 56].
Материалы типа трикальций фосфата применялись реже в силу их сравнительно быстрого растворения биологическими жидкостями, хотя они и обладали более выраженным остеоиндуктивным свойством. В то же время ранее экспериментально был установлен переход трикальций фосфата в гидрокси-апатит в живом организме. В настоящее время активно исследуются композиционные материалы, такие как смесь гидроксиапатита и трикальций фосфата. При плазменном напылении такой композиционный состав фиксируется сразу после напыления и содержит 17—40 % трикальций фосфата. Температура последующей гидротермальной обработки покрытия определяется фазовым составом и способом получения покрытия [6].
Композиционные покрытия, состоящие из металлической основы и керамического гидроксиапатита, имеют преимущества перед покрытиями, состоящими только из металла или керамики (рис.). Металлические покрытия имеют более высокие прочностные свойства, и способ их получения более простой. Однако процесс минерализации и остеогенеза на поверхности металлических, чаще титановых покрытий растянут по времени. Можно предположить, что на начальной стадии «вживления» таких имплантатов происходит окисление титана и только потом активируется процесс образования новой костной ткани. Напротив, композиционные покрытия совмещают в себе прочностные свойства металлических и остеоиндук-тивные свойства керамических покрытий, кристаллизация которых усиливается в присутствии титана. После остеокластической резорбции последних в более поздние сроки происходит известная биохимическая реакция взаимодействия оксида титана с ионами кальция, фосфатами с образованием биологически активного апатитного слоя, непосредственно вступающего во взаимодействие с костной тканью [7, 21, 51, 53].
Получение покрытий из наночастиц потребовало разработки новых методов нанесения их на имп-лантаты («IonTite» метод), причем в условиях деликатного температурного режима, сохраняющего наноструктуру. Композиционные покрытия на основе наногидроксиапатита/нанотитана (размер частиц менее 100 нм) показали in vitro гораздо более высокую способность к адгезии остеобластов по сравнению с покрытием только из нанотитана, напыленным плазмой покрытием только из гидроксиапатита и титано-
вого имплантата без покрытия [45]. Высокое сродство к нанослою из гидроксиапатита in vitro наблюдается у фибробластоподобных клеток, что связывают с абсорбирующимися на поверхности покрытий клеточными адгезивными протеинами (фибронектин, витро-нектин). Напротив, количество клеток воспаления вокруг имплантатов с наногидроксиапатитовым покрытием в тканях in vivo значительно уменьшается, что при прочих равных условиях может рассматриваться как лучшая биосовместимость, а возможно, и как проявление бактерицидных свойств [26].
Рис. Поверхность оригинального отечественного композитного биокерамического нанопокрытия поверх титанового трехмерного капиллярно-пористого. Сканирующая электронная микроскопия. Ув. 5000
За последние несколько лет выполнен существенный объем исследований, касающихся включения в состав покрытий имплантатов композитных биорезорбируемых материалов нового поколения. К таким композитам, стимулирующим своими физико-химическими и биологическими свойствами образование костной ткани, относятся: «коллаген — гидро-ксиапатит», «хитозан — гидроксиапатит», «коллаген — хитозан — гидроксиапатит», «коллаген — биостекло», «хитозан—желатин», «коллаген — фибрин», «гидроксиапатит—протеин», «волластонит—коллаген», «фибрин — апатит» и др. Для их изготовления наиболее часто используют природные полимеры [2, 15, 17, 38, 43].
Имеющиеся литературные данные показывают возможность применения имплантатов покрытых как чистым коллагеном, так и в сочетании его с гидро-ксиапатитом. К основным достоинствам коллагена относят низкую антигенность, высокую механическую прочность и устойчивость к тканевым протеазам. Коллаген способствует пролиферации фибробластов, вас-куляризации окружающей ткани и формированию новой кости с последующей ее перестройкой. Также коллаген обладает свойством привлекать остеоген-ные клетки и способствовать их адгезии к поверхности гидроксиапатита [14].
UseiropGs
Во многих исследованиях указывается и на тот факт, что коллаген и гидроксиапатит, взятые по отдельности, обладают остеокондуктивными свойствами. Однако при объединении этих материалов в композит появляется выраженный остеоиндуктивный эффект Изменяются и физико-механические свойства исходных материалов в сторону увеличения прочности гидроксиапатит-коллагенового комплекса [50]. Примером совместного использования гидроксиапа-тита и коллагена могут служить препараты «Колла-пан», «Коллапол», «Bigraf» и т. д. Разработанные в клинике варианты применения этих препаратов при установке различных типов металлоконструкций и эн-допротезов показывают, что сочетание гидроксиапа-тита и коллагена снижает вероятность отторжения и увеличивает скорость «приживления» имплантатов [4].
По мнению ряда исследователей, значительное улучшение результатов интеграции имплантатов с костной тканью можно получить путем включения в состав покрытий факторов роста, таких как EGF (epidermal growth factor), FGF (fibroblast growth factor), BMP-2 (bone morphogenic protein 2), SDF-1 (stromal-derived factor-1), N-CAM (neural cell adhesion molecule). Предполагается, что отдельные недостатки практического применения факторов роста, как, например, легкость вымывания током крови из места имплантации и связанная с этим кратковременность эффективного воздействия, могут быть компенсированы структурой наноматериалов [2, 36].
Биологические свойства хитозана давно известны в различных областях медицины и косметологии. Полисахарид хитозан обладает хорошей совместимостью с тканями c регенерирующими, гемостати-ческими и антибактериальными свойствами [15]. Последние исследования в биоматериаловедении показывают, что для композита «коллаген-хитозан-гидро-ксиапатит» характерны остеопластические свойства. Он стимулирует образование костного регенерата, причем соединительнотканная компонента регенерата активнее образуется на хитозане, костная — на гранулах гидроксиапатита [54].
Существующий при использовании имплантатов риск микробной контаминации на их поверхности является основанием для разработки покрытий с бактерицидными свойствами. В качестве антимикробных агентов в экспериментальных исследованиях используются Au, Ag, Cu, Pt, Ca8La(PO4)6O2 гидроксиапа-тит+5 % AgO, TiO2, гидроксиапатит+ТЮ2 [18].
Добавление Ag, Pt в небольших концентрациях к гидроксиапатитовому и а-трикальций фосфатному покрытию в процессе микродугового оксидирования демонстрирует появление антимикробных свойств по отношению Escherichia coli и Staphylococcus aureus без какого-либо цитотоксического эффекта [49]. Включение в покрытия Ag не оказывает также влияния на их биоинертность и остеоиндуктивные свойства, в то
время как антибактериальная активность по сравнению с титановой поверхностью в качестве контроля достигает 99 % в отношении роста колоний Pseudomonas aeruginosa [23].
Точный механизм антибактериального воздействия Ag, Pt не известен, но участие в нем ионов, как и в случаях с другими соединениями, не вызывает сомнений. Так, в покрытии из наногидроксиапатита и ZnO действующим бактерицидным началом признаются ионы Zn2+, но не исключается также разрушение бактерий оксигеном (OH-), активированным на свету ZnO [57].
TiO2 уже более 20 лет известен как материал, обладающий выраженными антимикробными свойствами. Получение его нанокристаллической формы представило возможность для соединения с пленкообразующими биополимерами и использования в бактерицидных покрытиях имплантатов. Суспезия ТЮ2-поливинилхлорид после образования поверхностной пленки продемонстрировала бактерицидное действие, основанное на фотокаталитической активности и разрушении всех микроорганизмов на свету в течение 1,5 часов экспозиции [41 ].
Весьма интересной представляется гипотеза об усилении бактерицидных свойств у покрытий, модифицированных пептидами, улучшающими на конкурентной основе с микроорганизмами адгезию остеобластов на их поверхности. Быстрая колонизация клеток и интеграция покрытий с новообразованной костной тканью в более короткие сроки способна препятствовать адгезии бактерий и образованию устойчивой пленочной формы инфекции. Эта гипотеза находит подтверждение в ряде исследований in vitro, в частности с модификацией поверхности хи-тозанового покрытия на титановом имплантате клеточным адгезивным аргинин-глицин-аспартат пептидом [48].
Включение антибактериальных препаратов в состав композиционных покрытий из титана и биокерамики для пролонгированного местного воздействия на ткани встречает определенные технологические трудности, связанные, прежде всего, с использованием разрушающих лекарственные вещества высоких температур во время плазменного напыления. Однако нанесение на покрытия дополнительного коллагенового слоя, обладающего высокими депонирующими свойствами, по-видимому, позволяет приблизиться к решению этой проблемы. В эксперименте in vitro коллаген 1 -го типа, смешанный с гентамицином, образует пленку на покрытии, из которой антибиотик в бактерицидных концентрациях освобождается в течение 11 дней, эффективно ингибируя рост колоний Staphylococcus aureus. Наряду с этим коллаген не утрачивает своих биоактивных свойств, стимулирующих пролиферацию остеобластов [39].
ЗАКЛЮЧЕНИЕ
Развитие современных биотехнологий и разработка наноматериалов предполагают достижение в ближайшие годы нового качественного уровня в конструкциях и характеристиках внутрикостных имплан-татов, использующихся в ортопедии. Существенный прогресс можно ожидать в направлении оптимизации биологических процессов взаимодействия импланта-тов с костной тканью, сокращения сроков их интеграции в костную систему, снижения риска инфекционных осложнений и увеличения продолжительности функционирования в организме человека.
ЛИТЕРАТУРА
1. Берченко Г Н., Кесян Г. А, Уразгильдеев Р. З. и др. // Бюл. Восточно-сибирского научного центра РАМН. — 2006. — №4. — С. 327—332.
2. Булатов А. А., Савельев В. И., Калинин А. В. // Травматология и ортопедия России. — 2005. — № 1 (34). — С. 46—54.
3. Загородний Н. В., Макушин В. И., Пантелеева А. С. и др. // Всерос. монотематический сб. науч. ст. Эндопро-тезирование в России. — Вып. 5. — Казань, СПб., 2009. — С. 6—18.
4. Иванов С. Ю. Панасюк А. Ф., Панин А. М. и др. // Нижегородский медицинский журнал. — 2003 — № 1. — С. 244—250.
5. Калита В. И., Еременко В. И., Комлев Д. И. // Физика и химия обработки материалов. — 2001. — № 1. — С. 56—62.
6. Калита В. И., Комлев Д. И. Плазменные покрытия с нанокристаллической и аморфной структурой. — М.: Лидер М, 2008.
7. Карлов А. В., Шахов В. П. Системы внешней фиксации и регуляторные механизмы оптимальной биомеханики. — Томск, 2001.
8. Маланин Д. А., Писарев В. Б., Калита В. И. и др. // Бюллетень Волгоградского научного центра РАМН и Администрации Волгоградской области. — 2004. — № 3. — С. 20—24.
9. Мамаев А. И., Дорофеева Т. И., Бориков В. Н. и др. // Физика и химия обработки материалов. — 2004. — № 5. — С. 38—43.
10. Машков В. М., Городний И. П., Эпштейн Г. Г. Эн-допротезирование крупных суставов. — М., 2000.
11. Москалев В. П., Корнилов Н. В., Шапиро К. И. и др. Медицинские и социальные проблемы эндопротезиро-вания суставов конечностей. — СПб.: Морсар АВ, 2001.
12. Надеев А., Надев А, Иванников С. и др. Рациональное эндопротезирование тазобедренного сустава.— М.: БИНОМ. Лаборатория знаний, 2004.
13. Нуждин В. И., Кудинов О. А., Ерохин П. А. // Тезисы Всероссийской конференции «Эндопротезирование крупных суставов» / Под ред. С. П. Миронова. — СПб.: Человек и его здоровье, 2009. — С. 102—103.
14. Панасюк А. Ф., Ларионов Е. В., Саващук Д. А. // Клиническая стоматология. — 2004. — № 1. — С. 44—46.
15. Петрович Ю. А., Григорьянц Л. А, Гурин А. Н. и др. // Стоматология. — 2008. — Т. 87. — № 4. — С. 72—78.
16. Руководство по эндопротезированию тазобедренного сустава / Под ред. Р. М. Тихилова, В. М. Шаповалова. — СПб.: ООО Алма-Лит, 2008. — С. 54—116.
17. Севостьянов В. И. // Вестник трансплантологии и искусственных органов. — 2004. — № 2. — С. 47—52.
18. Сюсюкина Е. Ю. Разработка комбинированной технологии электрохимического и электроплазменного формирования биоактивных композиционных покрытий: автореф. дис. ... канд. техн. наук. — М., 2008. — С. 20.
19. Тихилов Р. М. // Травматология и ортопедия России. — 2007. — № 1. — С. 5—11.
20. Цваймюллер К. // Травматология и ортопедия в XXI веке: сб. тезисов докладов VIII съезда травматологов России. — Самара, 2006. — С. 642—643.
21. Barrere F., van der Valk C. M., Dalmeijer J. R. A., et al. // J. Biomed. Mater. Res. — 2003. — № 64 A. — P. 378—387.
22. Borsari V., Fini M., Giavaresi G., et al. // J. Biomed. Mater. Res. — 2009. — № 89 A. — P. 550—560.
23. Das K., Bose S., Bandyopadhyay A., et al. // J. Biomed. Mater. Res. — 2008. — № 87 B. — P. 455—460.
24. Duparc J., Massin P. // J. Bone Joint. Surg. — 1992. — № 74 B. — P. 251—256.
25. Engh C. A., Bobyn J. D. Biological // Thorofare N. J. — Slack, 1985.
26. Furuzono T., Ueki M., Kitamura H., et al. // J. Biomed. Mate. Res. — 2009. — № 89 B. — P. 77—85.
27. Gosain A. K., Song L., Riordan P., et al. // Plast. Reconstr. Surg. — 2002. —№ 109 (2). — P. 619—630.
28. Gross K. A., Walsh W., Swarts E. // J. Traumatol. Spray Technology. — 2004. — Vol. 13, № 2. — P. 190—199.
29. Habibovic P., Li J., van der Valk C. M., et al. // Biomaterials. — 2005. — № 26 (1). — P. 23—36.
30. Haddad R. J., Jr., Cook S. D., Thomas K. A. // J. Bone Joint Surg. — 1987. — Vol. 69 A, № 9. — P. 1459—1466.
31. Hampton B. J., Harris W. H. // J. Bone Joint Surg. — 2006. — Vol. 88 A, № 7. — P. 1549—1552.
32. Herberts P., Malchan H. // Acta Ortoped. Scand. — 2000. — Vol. 71, № 2. — P. 111—121.
33. Hing K. A. // Phil. Trans. R. Soc. Lond. — 2004. — № 362. — P. 2821—2850.
34. Hing K. A., Best S. M., Tanner K. E., et al. // J. Biomed. Mater. Res. — 2004. — № 68 A. — P. 187—200.
35. Hollister S. J. Porous // Nat. Mater. — 2005. — №4 (7).— P. 518—524.
36. Kim S. S., Gwak S. J., Kim B. S. // J. Biomed. Mater. Res. — 2008. — № 87 A. — P. 245—253.
37. Klein C., de Groot K., Chen W., et al. // Biomaterials. — 1994. — № 15 (1). — P. 31—34.
38. Lee C. R., Grodzinsky A. J., Spector M. // Tissue Engineering. — 2003. — № 9 (1). — P. 27—36.
39. Li B., Liu X., Cao C., et al. // J. Biomed. Mater. Res. — 2008. — № 87 A. — P. 84—90.
40. Li J. P., Habibovica P., van den Doel M., et al. // Biomaterials. — 2007. — № 28. — P. 2810—2820.
41. Lin H., Xu Z., WangX., et al. // Biomed. Mater. Res. — № 87 B. — 2008. — P. 425—431.
42. Ohtsubo S., Matsuda M., Takekawa M. // Histol. Histopathol. — 2003. — 18. — P. 153—163.
43. Pulieri E., Chiono V., Ciardelli G., et al. // J. Biomed. Mater. Res. — 2008. — № 86 A. — P. 311—322
44. Ripamonti U. // Biomaterials. — 1996. — № 17 (1). — P. 31—35.
UseimpGs
45. Sato M., Aslani A, Sambito M.A., et al. // J. Biomed. Mater. Res. — 2008. — № 84 A. — P. 265—272.
46. Schulte K. R. Callighan J. J., Kelley S. S., et al. // J. Bone Joint Surg. — 1993. — 75 A. — P. 961—975.
47. Shalaby M. M., Gortemaker A, Van'thof M. A, et al. // J. Dent. Res. — 2006. — № 85. — P. 496—500.
48. Shi Z., Neoh K. G., Kang E. T, et al. // J. Biomed. Mater. Res. — 2008. — № 86 A. — P. 865—872.
49. Song W.H., Ryu H. S., Hong S. H. // J. Biomed. Mater. Res. — 2009. — № 88 A. — P. 246—254.
50. Stanishevsky A., Chowdhury S., Chinoda P., et al. // J. Biomed. Mater. Res. — 2008. — № 86 A. — P. 873—882.
51. Strangl R., Pries A., Loos B., et al. // J. Biomed. Mater. Res. — 2004. — № 69 A. — P. 444—453.
52. Sumner P. D., Turner T. M., Urban R. M., et al. // J. Bone Joint Surg. — 1992. — № 74 A. — P. 239—250.
53. Thelen S., Barthelat F, Brinson C. L. // J. Biomed. Mater. Res. — 2004. — № 69 A. — P. 601—610.
54. Wang Y., Zhang L., Hu M., et al. // J. Biomed. Mater. Res. — 2008. — № 86 A. — P. 244—252.
55. Wroblewski B. M., Siney P. D., Fleming P. A. // Acta Orthop. Scand. — 2007. — № 78 (2). — P. 206—210.
56. Yuan H., van den DoelM., Li S.H., et al. // J. Mater. Sci. Mater. Med. — 2002. — № 13. — P. 1271—1275.
57. Zhou G., Li Y., Xiao W., et al. // J. Biomed. Mater. Res. — 2008. — № 85 A. — P. 929—937.
Контактная информация
Маланин Дмитрий Александрович—д. м. н., профессор, зав. кафедрой травматологии, ортопедии и военно-полевой хирургии ВолГМУ e-mail: malanin@tele-kom.ru
СОДЕРЖАНИЕ
Андреева И. Л.
МЕТОДОЛОГИЯ ОЦЕНКИ ЭФФЕКТИВНОСТИ ВНЕДРЕНИЯ ДОСТИЖЕНИЙ МЕДИЦИНСКОЙ НАУКИ В ПРАКТИЧЕСКОЕ ЗДРАВООХРАНЕНИЕ
ЛЕКЦИЯ
Косолапое В. А., Спасов А. А. ПЕРСПЕКТИВЫ И ПРОБЛЕМЫ НАНОФАРМАКОЛОГИИ
12
ОБЗОРНЫЕ СТАТЬИ
Калита В. И., Маланин Д. А., Мамаева В. А., Мамаев А. И., Комлев Д. А., Деревянко И. В., Новочадов В. В., Ланцов Ю. А., Сучилин И. А. МОДИФИКАЦИЯ ПОВЕРХНОСТЕЙ ВНУТРИКОСТНЫХ ИМПЛАНТАТОВ: СОВРЕМЕННЫЕ ИССЛЕДОВАНИЯ И НАНОТЕХНОЛОГИИ
ОРИГИНАЛЬНЫЕ ИССЛЕДОВАНИЯ
17
Андреева И. Л.
МОДЕЛЬ ОПТИМИЗАЦИИ ВНЕДРЕНИЯ РЕЗУЛЬТАТОВ НАУЧНОЙ ДЕЯТЕЛЬНОСТИ В ПРАКТИКУ ЗДРАВООХРАНЕНИЯ
Лиходеева В. А., Спасов А. А., Мандриков В. Б., Исупов И. Б.
ВЛИЯНИЕ АМИНАЛОНА НА ПАРАМЕТРЫ ЦЕРЕБРАЛЬНОГО КРОВОТОКА ДИЗАДАПТИРОВАННЫХ ПЛОВЦОВ В РАЗЛИЧНЫХ ТИПАХ СИСТЕМНОЙ ГЕМОДИНАМИКИ
Алексенко Е. Ю., Говорин А. В. ПОКАЗАТЕЛИ ПЕРЕКИСНОГО ОКИСЛЕНИЯ ЛИПИДОВ И АНТИРАДИКАЛЬНОЙ ЗАЩИТЫ У БОЛЬНЫХ ОСТЕОАРТРОЗОМ
23
29
Чернова С. И., Плохов В. Н.
ЦИТОКИНОВЫЙ ПРОФИЛЬ У БОЛЬНЫХ АТЕРОСКЛЕРОЗОМ Клочков В. В., Клочков А. В.
ГИСТОМОРФОЛОГИЧЕСКИЕ ИЗМЕНЕНИЯ В ПОЧКАХ ПРИ ВОЗДЕЙСТВИИ ЭЛЕКТРОМАГНИТНЫХ УДАРНЫХ ВОЛН В ЭКСПЕРИМЕНТЕ
Стаценко М. Е., Калашникова Ю. С. ОСОБЕННОСТИ СУТОЧНОГО МОНИТОРИРОВАНИЯ АРТЕРИАЛЬНОГО ДАВЛЕНИЯ У ПАЦИЕНТОВ ПОЖИЛОГО ВОЗРАСТА С АФФЕКТИВНЫМИ РАССТРОЙСТВАМИ
Овсянников В. Г., Каплиев А. В. ДИНАМИКА КАТЕХОЛАМИНОВОЙ МЕЖПОЛУШАРНОЙ АСИММЕТРИИ У КРЫС В ПЕРВЫЙ МЕСЯЦ ПОСТНАТАЛЬНОГО ОНТОГЕНЕЗА
Омельченко Н. В., Саламатина Л. В., Попов А. И. , Свайкина Е. В. СТРУКТУРНО-ФУНКЦИОНАЛЬНЫЕ ОСОБЕННОСТИ СЕРДЕЧНО-СОСУДИСТОЙ СИСИТЕМЫ ПЕРВОГО ПОКОЛЕНИЯ МИГРАНТОВ КРАЙНЕГО СЕВЕРА
Дронова Н. С., Симонян А. В. ИССЛЕДОВАНИЕ НОВЫХ АНТИОКСИДАНТОВ ДЛЯ СТАБИЛИЗАЦИИ БАЛЬНЕОЛОГИЧЕСКОГО СРЕДСТВА«ЭЛЬТОН»
33
36
40
44
47
51
54
Andreeva I. L.
METHOD OF ESTIMATING EFFECTIVENESS OF IMPLEMENTING MEDICAL ADVANCES
INTO PRACTICE 3
LECTURE
Kosolapov V. A., Spasov A. A.
PERSPECIVES AND PROBLEMS OF NANOPHARMACOLOGY 12 SURVEYS
Kalita V. I., Malanin D. A., Mamaeva V. A.,
Mamaev A. I., Komlev D. A., Derevyanko I. V.,
Novochadov V. V., Lantsov Yu. A., Suchilin I. A.
МODIFICATION OF INTRABONE
IMPLANTS SURFACES: MODERN RESEARCH
ANDNANOTECHNOLOGIES 17
ORIGINAL PAPER
Andreeva I. L.
MODEL OF OPTIMIZING IMPLEMENTATION OF RESEARCH FINDINGS
INTO HEALTH CARE 23
Lichodeeva V. A., Spasov A. A., Mandrikov V. B., Isupov I. B.
IMPACT OF AMINALON ON PARAMETERS OF CEREBRAL
MICROCIRCULATION OF DISADAPTED SWIMMERS
IN VARIOUS TYPES OF SYSTEMIC HEMODYNAMICS 29
Aleksenko E. Y., Govorin A. V. PARAMETERS OF LIPID PEROXIDATION, ANTIOXIDANT PROTECTION
IN OSTEOARTHROSIS 33
Chernova S. I., Plohov V. N.
CYTOKINE PROFILE IN PATIENTS WITH ATHEROSCLEROSIS 66
Klochkov V. V., Klochkov A. V.
HISTOMORPHOLOGICAL CHANGES
IN KIDNEYS UNDER IMPACT OF ELECTROMAGNETIC
PULSE WAVE IN EXPERIMENT 40
Statsenko M. E., Kalashnikova J. S.
24-HOUR AMBULATORY BLOOD PRESSURE
MONITORING PECULARITIES IN ELDERLY PATIENTS
WITH AFFECTIVE DISORDERS 44
Ovsjannikov V. G., Kapliev A. V.
DYNAMICS OF CATECHOLAMINE INTERHEMISPERE
ASYMMETRY OF RATS IN FIRST MONTH
OF POSTNATAL ONTOGENESIS 47
Omelchenko N. V., Salamatina L. V.,
Popov A. I., Svaikina E. V.
STRUCTURAL-FUNCTIONAL PECULIARITIES OF
CARDIOVASCULAR SYSTEM IN MIGRANTS
OF THE FIRST GENERATION IN THE FAR NORTH 51
Dronova N. S., Simonyan A. V. STUDY OF NEW ANTIOXIDANTS STABILIZING ELTON
BALNEOLOGICAL REMEDY 54
3
