|
|
|
Biomaterialele absorbabile
Introducere . Utilizarea implanturilor in interventii chirurgicale ortopedice a provenit de la repararea fracturilor si inlocuirea aplicatiilor. Tarziu in 1920, implanturile osoase din otel inoxidabil, cum ar fi cuie Kirshner si insigne Steinman, au fost popularizate pentru tratamentul chirurgical al fracturilor. Cu introducerea de noi materiale chirurgicale, cum ar fi aliaje de cobalt, polietilena si poli(tetrafloruetilena)[Teflon], chirurgii si inginerii au inceput sa lucreze la proiectarea si fabricarea de articulatii artificial. Aparitia de noi materiale de implant de mare putere a permis astfel inceperea cercetarii de Dr. John Charnley in interventii chirurgicale pentru operatia de inlocuire toatala a soldului, tarziu in 1930. Ca avansuri in chirurgie, metalurgie si ceramic, progresul in tipul anilor, o lunga varietate de implanturi au intrat pe piata ortopedica. Astazi implantele ortopedice sunt alcatuite din metale, ceramic, polimeri si composite special care poseda o gama larga de proprietati. Desi aceste materiale au fost fabricate cu success intr-o varietate de implante, o problema comuna a ramas. Odata ce dispozitivul a efectuat functiile necesare si nu mai este necesar, acesta ramane ca un spectator in tesutul sanatos de acum. Problema este ca pe termen lung prezenta unui implant in organism poate duce la complicatii legate de implant, cum ar fi relaxarea, migratia, defalcarea mecanica, generarea de particule de uzura si alte efecte negative. Odata cu prelungitrea vietii pacientului si nivelului de activitate mai ridicat, din ce in ce mai multe personae isi traiesc viata datorita implanturilor. Potentialele problem ale implanturilor pe termen lung au condus cecetatorii sa studieze o categorie unica de materiale care sunt capabile sa fie complet resorbite de catre organism. Aceste materiale bioresorbabile sau biodegradabile sunt caracterizate prin capacitatea de a fi chimic defalcate intr-o inofensiva bioproductie care sunt metabolizate de catre organism. Materialele de acest tip ofera un mare avantaj fata de implanturile materiale conventionale neresorbabile. Implanturile bioresorbabile furnizeaza functia dorita inainte ca tesutul sa se vindece si odata ce rolul lor este terminat, implantul este complet absorbit de organism. Rezultatul final este un tesut sanatos fara semen ca un implant a fost vreodata present. Odata ce implantul a disparut, complicatiile pe termen lung associate cu neresorbabilitatea nu mai exista.
Aplicatiile ortopedice ale implanturilor resorbabile. Capacitatea unui implant resorbabil de a presta temporar fixarea, urmata de absorbirea complete este o proprietate dorita pentru o larga varietate de aplicatii chirurgicale. In legatura cu interventia chirurgicala ortopedica acest comportament este in special util in functie de a reduce functiile fiziologice ale tesuturilor si articulatiilor scheletului. In general interventiile chirurgicale ortopedice sunt de multe ori comparate cu dulgheria, in care instrumentele de chirurg de multe ori sunt formate din ciocane, burghiuri si smas. Simultan cu dulgheria, suruburi, placi, insigne si unghii special sunt utilizate pentru a fixa un material de altul. In ortopedie aceasta fixare poate fi clasificata in doua domenii principale:fixare os la os si fixarea tesuturilor moi la os. Fixarea osului este folosita in tratamentul fracturilor complexe si in procedurile de reconstructive a scheletului. Implanturile utilizate in aceste interventii chirurgicale sunt procedure pentru a mentine pozitia de fragmented oase pentru a permite o eventual fuziune a frcturii. Ca urmare a procesului de vindecare a fracturii, osul este remodelat atat de efficient incat deseori este dificil sa localizeze rana initiala. Cu implanturile neresorbabile, prezenta pe termen lung a dispozitivelor serveste ca o sursa a potentialelor complicatii. Implanturile resorbabile pe de alta parte elimina aceasta preocupare prin absorbtia totala si permiterea osului sa se remodeleze complet in starea sa normal fiziologica. In plus fata de fixarea osului, fixarea tesuturilor moi este de asemenea rezultatul excellent al implanturilor resorbabile. Acest tip de reconstructive este adesea rezultatul unor trauma ale articulatiilor cum ar fi ale genunchiului si umarului. In mod tipic de la dezvoltarea de leziuni sau accidente de sport, scopul comun este de a reface stabilitatea prin inlocuirea sau reconstructia ligamentelor sau tendoanelor la interfata osului. In genunchi de exemplu reconstructia unei rupture de ligament este o procedura medicala cunoscuta in sport. Acest tip de interventie chirurgicala de reconstructive se compune din inlocuirea a ACL rupt cu o grefa os-tendon luate din tipsia pacientului si fixarea grefei in intreaga zona. In timpul producerii portiunea oaselor din grefa ACL este fixate in tunelurile forate ale osului, in tibie si femur. In scopul de a stabiliza grefa si a se alatura la formarea interfetei stabile a osului la ligament, suruburile interfetei sunt utilizate pentru a fixa grefa la site. Odata ce osul a fost incorporate in grefa, aparatul nu mai este necesar. Acest tip de prejudiciu necesita restabilirea interfetei os-tendon. Pentru a facilita acest process si pentru a restaura stabilitatea umarului, implanturi numite sutura ancorelor sunt utilizate pentru a oferii un mijloc de a aplica tendonul rupt la osul de la humerus. Asa cum numele descrie, functiile acestor implanturi prin furnizarea unei ancore in os care permite atasarea suture pentru a strange jos la tendon si a trage in contact cu osul. Ca process de vindecare, interfata este stabile si dezvoltata iar functia comuna este restabilita. Similar cu alte aplicatii de fixare, o data ce interfata a fost complet vindecata, implantul nu mai este necesar.
Functia de implante resorbabile. Asa cum se vede de la diferite tipuri de procedure ale tesuturilor de fixare in cadrul interventiei chirurgicale ortopedice, implanturile resorbabile sunt expuse la o varietate de medii de vindecare. Afara de materialele utilizate in present in interventiile chirurgicale ortopedice, numai grupurile de polimeri si ceramicele contin biomateriale resorbabile. Proprietatile specific ale acestor materiale le permite acestora sa fie utilizate ca aparate resorbabile. In evaluarea unui material ca potential folosit ca un implant, cheia proprietatilor include biocompatibilitatea implantului, resorbabilitatea si proprietatile mecanice. Primul criteriu, biocompatibilitatea, se refera la abilitatea materialului de a fi implantat in corp fara a afecta negative tesutul inconjurator, care include lipsa de inflamare, de toxicitate(materiale care ucid celulele din jur) de carcinogenitate(materiale care pot cauza cancer) genotoxicitate(materilale care distrug AND-ul din jurul celulelor)si mutagenitate(materiale care produc mutatii genetice in celula). Mai précis cu privire la os, implantul trebuie de asemenea sa fie osteocompatibil, ceea ce inseamna ca materialul nu interfereaza cu procesul normal de vindecare osoasa. Desi biocompatibilitatea are un effect direct asupra modului in care tesutul din jurul aparatului se vindeca, este o proprietate importanta a implantului, principalele criteria legate de functiile implantului sunt resorbabilitatea si proprietatile mecanice. Odata ce dispozitivul este implantat, se ofera imediat stabilizari mecanice ale site-ului in timp ce tesutul vindeca. Ca os regenerator, ligamentele sau tendoanele devin mai puternice cu timpul, site-urile implantului devin putin dependente de dispozitiv si mai dependente de tesutul de vindecare. Acest concept este prezentat in fig 1. In aceasta situatie, implantul furnizeaza tot suportul mechanic imediat dupa plasare. Cand aparatul incepe sa se degradeze, proprietatile mecanice scad in timp si sunt transferate treptat la noul tesut. In timpul acestei perioade de regenerare tesutul se incarca treptat si incepe sa remodeleze sis a devina mai puternic. Odata ce vindecarea este complete, incarcarea este complet tranzitionala la tesut, care este acum mecanic dependent de implant. La final site-ul este lasat complet functional si in intregime liber de orice material de implant. Capacitatea de a transfera treptat permite regenerarea tesutului si este o parte importanta a procesului de vindecare musculo-scheletice. Aceasta caracteristica este de gasit doar in materialele resorbabile. Desi implanturile metalice ofera proprietati in aplicatii eficiente de incarcare, cum ar fi inlocuirea genunchiului si anumite interventii ale spinarii, aceste materiale de inalta rezistenta nu resorb si nu incarca in mod efficient transferul implantului la site. Avand in vedere puterea metalelor, aceste implanturi suporta cea mai mare parte a fortei de la site si poate fi scut in jurul tesutului de la orice sarcina.
Acest fenomen este numit scutul stresului si de fapt poate provoca osul sa resoarba in anumite zone din jurul implantului(8, 9). Efectul scutului-stres se bazeaza pe un concept numit Wolff-I Law, care descrie abilitatea osului la raspunsul dynamic de prezenta sau lipsa de stress prin schimbarile sale, densitatea si puterea. In cazul in care procesul de remodelare este complet, tesutul mai puternic poate acum sprijinii pe deplin sarcina adaugata. Cu toate acestea, in momentul in care o mare concentratie de materiale, cum ar fi metalul este plasat pe os, osul din jurul implantultui este protejat de stresul normal, ceea ce duce la o scadere a fortei si densitatii de tesut si posibil reasorbtia osoasa. Acest fenomen poate provoca complicatii cum ar fi relaxarea implanului sau fractura de implant site. Polimerul si materialele ceramice, pe de alta parte, au proprietati macanice care sunt similar cu osul, care le permite sa imparta stresul cu regenerarea tesutului nou, prevenind astfel resorbtia si alte complicatii scut-stres(10-12). Desi transferul de sarcina si puterea de retentive sunt proprietati commune tuturor implantelor resorbabile, nu toate site-urile chirurgicale vindeca la aceasi rata. In aplicatiile de fixare a fracturilor, unde os la os contactul este mentinut, vindecarea poate fi mai scurta cu 6-8saptamani. Cu toate acestea, in aplicatiile cum ar fi fuziuni spinale, unde cantitatile semnificative de tesut trebuie sa fie format in spatial intercerebral, procesul de vindecare poate dura pana la 6-12luni. Pe baza dependentei functiei implantului pe site-ul chirurgical, alegerea materialului devine o parte importanta a implantului de dezvoltare. Provocarea in proiectarea unui implant consta in alegerea unui material care se potriveste in mod correct in functie de cerintele si puterea de aplicare chirurgicala, care poate fi obtinuta printr-o intelegere profunda a functiei de implant, a cerintelor de incarcare a site-ului implantului si a proprietatilor mecanice de material.
Polimerii resorbabili. Una din cele mai versatile materiale folosite in interventii chirurgicale ortopedice sunt polimerii. Polimerii sunt un grup de materiale care sunt produse printr-o reactive chimica care rezulta dintr-un lung lant de molecule repetate numite monomer. In plus fata de polimerul compus dintr-o singura unitate de monomer repetat, exista si alte material numite copolimeri, care au doua sau mai multe unitati de monomer repetat. Prin combinarea diferitilor monomer, proprietatile copolimerilor rezultati pot fi modificati special pentru a servi unui anumit scop. Aceasta versabilitate poate fi de asemenea realizata prin modificarea reactiei de polimerizare si tehnicile inaintea procesarii folosite pentru a creea implanturi polimere. Aceste caracteristici pot fi modificate prin schimbarea de greutate molecular, de structura sa chimica si de morfologia polomerilor si copolimerilor. Greutatea molecular a unui polimer este o masura a numerelor repetate gasite in intreaga molecula. In timpul formarii de polimeri si copolimeri, lungimea molecule poate fi controlata pentru a oferi o varietate de greutate moleculara. Lungimea lantului de polimeri poate fi la fel de mica ca la cateva mii de unitati de repetatr sau mai mare decat un million ceea ce poate avea un effect semnificativ asupra degradarii proprietatlor polimerilor. Cand un polimer se rupe se produce prin clivaj aleator obligatiuni chimice de-a lungul lantului de polimeri. Aceasta nu este pana la sfarsit polimer fracmentat in forma sa in monomer, materialul este absorbit de tesutul inconjurator. Prin urmare, la lanturile mai mari de polimeri cu greutate moleculara timpul de degradare este mai mare pentru ca exista mai multe obligatiuni la cleared. In plus, structura chimica poate afecta de asemenea degradarea. Dupa cum este descries anterior, coloana vertebrala a unui polimer consta dintr-un lung si continu lant de unitati monomer legate impreuna. Tipul de legatura care permite polimerilor sa se rupa este C-O-C. Aceasta legatura este gasita in ester, carbonat, acid carboxylic, amida sip e baza de polimeri. Degradarea are loc la acest process de obligatiuni, atunci cand materialul este expus la apa. Intr-un process numit degradare hidrolitica, unde moleculele de apa reactioneaza chimic cu C-O-C, obligatiunile le determina sa se desparta in afara, la intamplare, pe tot parcursul lantului de polimeri. Structurile chimice ale polimerilor dicteaza capacitatea moleculelor de apa pentru a permite acestor obligatiuni si a incepe reactia de degradare. Daca polimerul este caracterizat de o mare parte de lanturi voluminoase sau puternice legaturi C-O-C, devine dificil pentru molecula de apa sa patrunda in lanturile de polimer pentru a reactiona cu coloana vertebrala, ceea ce duce la o perioada prelungita de degradare. Opusul este valabil si pentru polimerioi care au tendinta de a absorbii apa si nu au in nici o mare pare lanturi. In acesti polimeri, moleculele de apa pot accesa cu usurinta la coloana vertebrala si procesul de degradare incepe de la o rata relative repede. Rezultatul final characteristic care poate afecta degradarea si puterea unui polimer este morfologia. Morfologia polimerului se refera la orientarea lanturilor lungi de polimeri in intregul material.
Morfologia polimerilor poate fi clasificata in 3 grupe:polimeri cristalini, semicristalini, amorfe si polimeri. Cristalinitatea unui polimer se dezvolta in zone unde materialele lantului polimer sunt aliniate si bine ambulate impreuna. Acest tip de orientare formeaza dens regiuni cristaline in aranjamente aleatoare de lanturi polimere. Un foarte organizat polimer este considerat cristalin, intrucat la o orientare aleatoare complete este considerat amorf. Semicristalinitatea polimerilor se incadreaza intre aceste doua extreme si exista diferie grade de cristalinitate. Efectul cristalinitatii asupra defradarii polimerului este ca urmare a stransei orientari intre lanturile de polimer in regiunicristaline. Cu un polimer foarte cristalin, rata degradarii este foarte lenta din cauza dificultatii accesului de apa C-O-C. Aceste degradari polimerice la o rata mult mai lenta decat polimerii care syunt complet amorfi, fara regiuni cristaline. Cristallinitatea afecteaza de asemenea proprietatile mecanice ale polimerului. Densul, organizat in zonele polimerului cristalin, face aceste regiuni mai puternice decat regiunile amorfe neorganizate . Ca urmare, o crestere a numarului de cristalinitati se traduce intr -o crestere a numarului de proprietati mecanice. Capacitatea de a modifica proprietatile unui polimer a dus la mii de diferite material utilizate intr-o gama larga de aplicatii. Cu toate acestea, doar cateva din aceste polimere pot fi efectiv folosite ca implanturi medicale cauzate de cerintele stricte de implanturi chirurgicale. Urmatoarele sectiuni descriu unele polimere utilizate in present in interventii chirurgicale ortopedice.
Poli(acizi hidroxi) a fost primul grup de materiale resorbabile folosit in interventii chirurgicale(14). Polimerii principali in aceasta familie sunt:poli(acid lactic)(PLA), poli(acid glicoloc)(PGA) si de poli copolimeri(lactide-co-glicolide)(PLG). Structura chimica de baza a acestor materiale este aratata in fig3. Initial PLA si PGA au fost utilizate ca un sutures degradat(15-18). Cu toate acestea, deoarece succesul initial in domeniul placilor inchise, ambele polimere au fost fabricate in mai multe implanturi ortopedice, inclusive suruburi(19, 20), placi(19, 21), pin(22-25), sutura ancore(26) si oase altoite Schele(27-30). In plus, mai multe aparate noi compuse din PLG copolimeri au fost dezvoltate de-a lungul ultimilor 10 ani(31-35). Desi in structura sa chimica de PLAsi PGA este oarecum similar, in presenta unui grup de metal(-CH3)in PLA schimbarile semnificative sunt proprietatile fizice comparative cu PGA. Comparativ, PGA are o concentratie mai mica si se degradeaza in aproximativ 3-6 luni, intrucat anumite forme de PLA pot dura 3-5 ani pentru a se degrada complet. Desi doar un singur grup de diferentiere metal PLA de PGA exista, locatia de pareta aceasta a grupului aproape de obligatiunile C-O-C face mai dificil pentru molecula de apa pentru a obtine acces la site. In plus grupul de metal in PLA ofera de asemenea polimerului o unica orientarte chimica. Ca un monomer, acidul lactic este o moleculas care ppoate avea doua orientari diferie molecular:L-acid lactic si D-acid lactic. Aceste izomere sunt bazate pe orientarea de metal si grupari hidrogene pe molecula. Desi exista trei forme de PLA, in domeniul medical, poli(L-acid lactic)este folosita de cele mai multe ori Poli(D-acid lactic) pentru ca degradarea produsului este aceasi ca si natura L-acid lactic(13). Utilizarea de diferite forme de PLA, polimerii cu proprietati semnificative diferie pot fi sinterizate. Efectul de isomer incepand cu privire la proprietatile fizice ale materialului este dramatic vazut in proprietati de PLLA si PDLLA. Aceasta uniformitate permite lanturilor sa se lege bine impreuna rezultand un material foarte cristalin care are o mare concentratie de degradare si de lunga perioada(3-5ani). Poli(D, L acid lactic)pe de alta parte, se caracterizeaza printr-un aranjament aleatoriu sau alternative de CH3 grupuri si -Hgrupuri. Aceasta orientare molecular previne lanturilor polimerice sa se uneasca, rezultand un polimer amorf complet cu o concentratie mai mica si un profil scurt de degradare(9-12luni). In plus, polimerizarea L-acid lactic si D, L-acid lactic impreuna rezultand intr-un copolymer cu proprietati intrePLLAsiPDLLA.
In ultimii ani, combinatia de poli 70:30(S / D, acid lactic L) a castigat popularitate in aplicatiile ortopedice, datorita capacitatii sale de a mentine puterea sa de 9 - 12 luni in timpul resorbtiei complete in termen de 1. 5-2 ani (36 -38). Acest copolimer apare ca fiind cel mai bun din lume in sensul ca are puterea de retentie a PLLA, dar are o perioada de degradare putin mai mare decat PDLLA. In plus fata de copolimerii pe baza de acid lactic, o combinatie de PLA si PGA a fost, de asemenea aratat ca fiind un eficace implant material (31-35). Avand in vedere diferentele mari ale proprietatilor de degradare de PLA si PGA, de poli (lactide-co-glycolide)(PLG) copolimerii pot fi modificati pe baza raportului de PLA PGA de a presta diferite perioade de degradare Copolimerii frcventi de PLG folositi in interventii chirurgicale ortopedice au raporturile PLA / PGA de 50:50, 75:25 si 85:15. Aceasta combinatie nu numai ca ofera o resorbtie atat lenta cat si rapida a unitatii monomere, ci si elimina orice cristalinitate, rezultand un copolimer complet amorf. Aceste materiale au fost folosite ca implanturi de fractura, ca urmare a perioadei mai scurte de 6-12 luni de degradare. Desi polimerii PLA si PGA au fost folositi cu succes in cazul pacientilor timp de mai multi ani, au existat anumite cazuri in care abundenta de acid monomer de la site-ul a provocat(39-48) inflamatie si resorbtie osoasa. Aproape de sfarsitul degradarii polimerii PLA si PGA au eliberare de acid lactic, respectiv acid glycolic. Desi aceste produse de degradare pot fi metabolizate de catre organism, in cazul in care tesutul inconjurator nu poate absorbi acidul, in timp util, constructia acidului si rezultatul scazut al pH-ul de la site-ul implantului poate provoca osoase la resorb. In trecut, aceste efect a fost observate in principal la resorbtia rapida de implanturi PGA; cu toate acestea, cateva cazuri au fost raportate cu PLA (43, 46, 49, 50). Desi complicatia resorbtiei osoase este in detrimentul de vindecare a implantului, rata complicatiei a fost relativ scazuta. Intr-o analiza a peste 2000 de pacienti cu Bostman, doar 5% dintre pacienti au prezentat reactii (44). In plus, copolimeri PLG si PLDLLA s-au dovedit de a detine o degradare de profil mai osteocompatibila din cauza unei inrudiri esalonate a produselor acide (36, 51-56), care a minimalizat acid de dumping si complicatiile de resorbtie osoasa. Intr-un studiu de Eppley et al. (35), 1883 de pacienti tratati cu PLG placutele si suruburile de fixare osoasa in craniofacial proceduri a aratat complicatiile unui implant legate de rata de numai 0, 5%, care a fost cu mult sub rata de 5%, raportate de catre Bostman pentru implanturi PGA si PLA. In general, copolimerii PLG si PLDLLA s-au dovedit a fi eficace pentru dispozitive de fixare a fracturii, controlul grefei osoase, precum si de fixare a tesuturilor moi, si au inceput sa inlocuiasca dispozitivele invechite PLA si PGA(37, 38, 57, 58). Policarbonatii, un alt grup de polimeri resorbabili. Desi majoritatea polimerilor si copolimerilor in familie policarbonat sunt materiale plastice neresorbabile utilizate pentru aplicatii industriale, exista cateva care sunt resorbabile si pot fi folosite ca implanturi ortopedice. Un grup de polycarbonate medicale de calitate sunt copolimeri bazate pe poli (trimethylene-carbonat) (PTMC) si poli (acid glycolic) sau poli (acid lactic). Copolimerii PTMC au fost folositi pentru fixarea tesutului moale in chirurgia umarului ca sutura ancorelor si tesutului moale esential (59-61). Desi copolimerii PTMC cu PGA si PLA ofera imbunatatiri proprioettilor implantului, comparativ cu PTMC singur, degradarea materialului inca produce monomer acizi. Pentru a evita problemele cu acid lactic glicolic, acidand pe baza de polimeri si copolimeri, un aminoacid pe baza de policarbonat a fost dezvoltat de Joachim Kohn la Universitatea Rutgers. Conceput special pentru cereri ortopedice, aminoacizi poli (carbonati) combina biocompatibilitatea aminoacizilor cu forta si procesabilitatea standardului industrial poli (carbonati) (62-64). Un astfel de polimer promitator, poli (DTE carbonat), este derivat din proprietatil aminoacizilor strengthretention, un profil optim de degradare, biocompatibilitatea produselor de degradare (65-68). Bazat pe cantitate mare de date de caracterizare, un dosar de material de siguranta a fost recent stabilit la US Food and Drug Administratia (FDA), care permite producatorilor sa inceapa dezvoltarea de implanturi poli (carbonat DTE).
Alti Polimeri Resorbabili. In plus fata de utilizarea pe scara larga polimerii PLA si PGA si pana-si vin-amino acizii pe baza de poli (carbonati), si alti cativa polimeri au aplicatii ca dispozitive medicale. Desi nu sunt utilizate in Ortopedie, familia de polimeri de poli (anhidrida) dezvoltata de Robert Langer la MIT a fost efectiv utilizata ca vehicule drugdelivery (69-73). Functia acestor implanturi resorbabile este de a oferi o eliberare de medicamente sustinuta si controlata la un anumit implant site. Aparatul functioneaza prin eliberarea moleculelor entrapped in implant unde aceasta se degradeaza. Un alt polimer, poli (dioxanone), a fost utilizat ca un material de sutura resorbabil timp de mai multi ani (74-80). Flexibilitatea acestui polimer ii permite sa fie folosit ca o sutura de monofilament tipic fibrei de PGA, care asigura o mai buna sutura cu capacitatea de a va deplasa prin tesut cu mai putia frecare, minimizand astfel de rupturi si tragand din zonele invecinate ( 81, 82). Privind in special la cererile ortopedice, polimeri suplimentari aflati in prezent in dezvoltare includ poli (caprolactone) (83-86), poli-(hydroxybutyrate) (87-89), poliuretani (90-93), si poli (phosphazenes) (94-96) . In afara de polimeri, un alt grup de materiale resorbabile implantare sunt de calciu pe baza de ceramica. Avand in vedere asemanarea acestor materiale cu continut de minerale osoase, hidroxiapatite [Ca10 (PO4) 6 (OH) 2], calciu ceramica sunt materiale foarte biocompatible si osteocompatibile, care au o lunga istorie de uz clinic. Aceste materiale sunt, de obicei folosite in interventii chirurgicale ortopedice pentru a umple voids in oase ca auto-setarea de ciment sau ca blocuri poroase si granule. Sulfatul de calciu Un primul materiale pentru a fi folosit ca o umplere pentru defecte osoase a fost de sulfat de calciu (Ipsos de Paris) (97). In forma sa deshidratat (hemihidrate sulfat de calciu), acest material este supus la o reactie chimica, atunci cand este amestecat cu apa, care permite aceastuia sa functioneze ca un ciment resorbabil. Cimentul reactioneaza, se transforma, intr-o pasta, un aluat, apoi pe deplin stabileste forma sa finala (sulfat de calciu dihidratat). Aceasta reactie este exotermica, in sensul ca produce caldura; cu toate acestea, cresterea temperaturii este doar putin mai sus decat temperatura organismului (37 8C). In slurry si forma de pasta, sulfatul de calciu este in masura sa fie adaugat la o seringa si injectat pana in maduva oaselor grefa ale site-ului. Aproape de sfarsitul reactiei, cimentul devine mult mai gros si are un chit consistent. In timpul acestei faze, aluatul de ciment poate fi modelat intr-o varietate de forme si ofera o personalizare care se potriveste atunci cand sunt introduse direct la site-ul implantului. Odata ce cimentul este complet, aceasta poate fi in forma, prin utilizarea instrumentelor chirurgicale, cum ar fi osteotomes, burrs, si exercitii Aceste imagini de inalta marire arata mici cristale de sulfat de calciu ambalate impreuna intr-o structura microporoasa. Dupa implantare, prezenta acestor mici pori permite sulfatului de calciu a absorbi apa din intreagul ciment. Spre deosebire de polimeri, care sunt supusi activ sa se rupa de lanturile polimerice, materialele de sulfat de calciu sunt dizolvate lent de apa. Ca materiale ce se dizolva, Ca2t si ioni SO4_3 acestea sunt eliberate pe o perioada de 6-8 saptamani. In timpul vindecarii, formarea de os initial incepe pe exteriorul zonei de calciu, sulfatului de perfectionare activa si progreseaza incet pe masura ce cimentul incet se rupe. In timpul procesului de resorbtie, dizolvarea materialului se sulfat de calciu adauga formarea ososului prin acordarea unei surse de ioni Ca2t. Aceste celule absorb calciu si il utilizeaza in timpul fazei de mineralizare a regenerarii osului. De la un punct de vedere mecanic, cimentul hardened poate oferi initial stabilizarea site-ului, dar pierde concentratia mai repede ca sulfatul de calciu incepand sa se fragmenteze. Desi forta de sulfat de calciu scade rapid in primele cateva saptamani, os suplimentare osului de regenerare are loc in termen de ciment si implantul site-ului devine mecanic stabil. La 6-8 saptamani, majoritatea sulfatului de calciu este reasorbit de catre organism si inlocuit cu os.
