Cercetări privind dezvoltarea de biotehnologii medical veterinare pentru vindecarea osoasă folosind implanturi bioresorbabile [309925]
CUPRINS
INTRODUCERE
Dezvoltarea de noi materiale care au ca scop aplicațiile clinice în cadrul intervențiilor la nivelul osului a [anonimizat], cât și de fabricație. [anonimizat] o [anonimizat]. Cea mai mare provocare a [anonimizat] a apărut din abordarea multidisciplinară sinergică a [anonimizat] a posibilităților care trebuie să fie testate și validate de metodologii eficiente. Testările in vitro și in vivo converg pentru a stabili o [anonimizat], fie din perspectiva altor aplicații clinice. Strategiile de inginerie tisulară a [anonimizat] a realiza o regenerare de succes a [anonimizat]-o sinergie intimă cu capacitățile biologice ale gazdei. În aceste aplicații o gamă largă de biomateriale a fost analizată în scopul de a găsi un răspuns adecvat din mediul biologic. [anonimizat], biologice și mecanice dorite pentru fiecare aplicație clinică în parte referitoare la os. [anonimizat], interfața strânsă cu fluide și/sau țesuturi ale corpului și durata estimativă de utilizare vor determina în continuare proprietăți selective și individuale. Astfel, o singură proprietate a [anonimizat]-cheie poate duce la un eșec dezastruos. [anonimizat] a capacității unui biomaterial candidat: [anonimizat], fără a provoca nici o [anonimizat]-o [anonimizat]. [anonimizat] a performanței biologice a unor 8 materiale cu suprafață modificată destinate regenerării țesutului osos. [anonimizat]3T3-E1 și macrofage RAW 264.7, [anonimizat]. Astfel, [anonimizat]3T3-E1 au fost studiate: i) aliaje pe bază de Ti cu suprafețe nitrurate; ii) [anonimizat] (Mg1Ca-0,2Mn-0,6Zr) [anonimizat]) acoperiri polimerice pe bază de depuse pe sticlă prin tehnica MAPLE. [anonimizat] a fost investigat potențialul imunomodulator al acoperirilor pe bază de acetat de celuloză depuse pe aliajul de Mg nou-dezvoltate prin evaluarea răspunsului macrofagelor RAW 264.7. Lucrarea este structurată pe două părți, o parte teoretică ce descrie stadiul actual al cunoașterii în tematica abordată și o parte experimentala ce prezintă contribuțiile originale.
Astfel, în capitolul I sunt prezentate date din literatura de specialitate privind reacțiile la interfața dintre țesutul osos și biomateriale implantate care constituie subiectul studiilor mele ulterioare in vitro (aliaje pe bază de Ti, aliaje pe bază de Mg și filme polimerice), strategii de modificare a suprafeței acestora și perspective privind utilizarea materialelor menționate în ingineria tisulară a țesutului osos. Capitolul II prezintă rezultate originale și descrie: răspunsurile pre-osteoblastelor MC3T3-E1 la aliaje superelastice din sistemul Ti-Nb nitrurate (II.1); studii in vitro de evaluare a comportamentului celular (osteoblaste și macrofage) indus de suprafața aliajulului Mg-1Ca-0.2 Mn-0.6Zr acoperit cu membrane pe bază de acetat de celuloză (II.2) și biocompatibilitatea unor filme polimerice pe bază de poli (ε- caprolactonă) (PCL) depuse pe sticla acoperită cu polidopamină (DOPA), ca atare (PCL) sau ca învelișuri compozite de PCL-HA, PCL-TCP și PCL-HA-TCP, în vederea investigării funcționalității lor în regenerarea țesutului osos (II.3). Aliajele de Ti utilizate în cadrul experimentelor au fost furnizate de INSA, Rennes (Franța), aliajul de Mg a fost sintetizat de R&D Consultanță și Servicii, București și acoperit cu membrane pe bază de acetat de celuloză la Universitatea Politehnică din București, iar sinteza și caracterizarea acoperirilor pe bază de polimeri s-a realizat cu sprijinul Institutului National pentru Fizica Laserilor, Plasmei și Radiatiei (INFLRP), Măgurele.
Rezultatele obținute în cadrul acestei teze urmăresc dezvoltarea unor noi biomateriale implantabile cu biocompatibilitate crescută și obținerea de noi cunoștințe cu privire la modul în care caracteristicile de suprafață ale biomaterialelor influențează răspunsul celulelor implicate în procesul de regenerare osoasă, cunoștințe care reprezintă un real interes pentru dezvoltarea unor biomateriale de ultimă generație cu aplicații în ingineria tisulară și în medicină regenerativă a țesutului osos.
PARTEA I
STUDIUL BIBLIOGRAFIC
FIRST PART
BIBLIOGRAPHIC STUDY
PARTIE I
ÉTUDE BIBLIOGRAPHIQUE
CAPITOLUL I
NOȚIUNI GENERALE DE ANATOMIE, HISTOLOGIE ȘI FIZIOLOGIE A ȚESUTULUI OSOS
CHAPTER I
ANATOMY, HISTOLOGY AND PHYSIOLOGY
OF THE BONE TISSUE
1.1 Anatomia țesutului osos
Țesutul osos este o structură tisulară solidă datorită compoziției sale, reprezentată de celule, fibre și substanță fundamentală, componentele extracelulare fiind calcificate. Țesutul osos are rol de suport și protecție a celorlalte țesuturi din organism. Asigură protecția creierului, măduvei spinării și a viscerelor din cavitatea abdominală și toracică. Țesutul osos oferă suport pentru inserția mușchilor și a tendoanelor, având și un important rol metabolic prin înmagazinarea ionilor de calciu și fosfor.
Osul prezintă în compoziția sa: țesut osos dur, țesut hematopoietic, țesut gras, vase sanguine, nervi, cartilaje si fibrocartilaje (Clarke B., 2008).
1.1.2 Structura generală a osului
În funcție de localizarea, rolul și forma lor în organism, oasele se clasifică în oase lungi, oase scurte și oase late (Predoi G., Belu C., 2011). Osul lung este format din:
cartilajul de acoperire (articular) îmbracă suprafețele articulare ale oaselor lungi, favorizând alunecarea extremităților osoase între ele dar nu prezintă componentă vascularǎ și nervoasă;
epifiza reprezintă extremitatea osului, este formată în centru din țesut osos spongios, iar la exterior dintr-o lamelă foarte subțire de țesut osos compact;
metafiza se află la granița dintre epifiză și diafiză, având în componență țesut spongios și țesut cartilaginos reprezentat de plăcile epifizare de creștere;
diafiza are formă tubulară, este formată din os compact și prezintă în centru cavitatea medulară, ce conține măduva osoasă;
periostul se află la suprafața osului și este format din două straturi: unul extern (vasculo-fibros) și unul intern (osteogen);
endostul este un strat de țesut conjunctiv care căptușește cavitatea medulară a diafizelor, are rol în osteogeneză doar în timpul vieții embrionare, la adult fiind inactiv;
măduva osoasă se află în cavitatea medulară a oaselor și în funcție de stadiul evolutiv, se prezintă sub mai multe aspecte: măduva osoasă hematogenă (este prezentă în toate tipurile de oase la făt, iar la animalul adult se află doar la nivelul epifizelor oaselor lungi, la nivelul corpurilor vertebrale și al oaselor late), măduva osoasă osteogenă (este formată dintr-o rețea de fibre care prezintă în interior osteoclaste și osteoblaste – celule implicate în osteogeneză), măduva galbenă (există la animalul adult și derivă din măduva roșie prin transformarea celulelor conjunctive în lipocite), măduva cenușie fibroasă (se formează din maduva galbenă și este întâlnită la animalele geriatrice) și măduva cenușie gelatinoasă (apare în condiții de convalescență). În organism întâlnim două tipuri de țesut osos: compact și spongios (Treuting Piper M., și col. 2017).
Țesutul osos compact este întâlnit la nivelul diafizelor oaselor lungi și la nivelul corticalelor oaselor scurte. Din punct de vedere al aspectul microscopic (Treuting Piper M., și col. 2011). țesutul osos compact este alcătuit în mare parte din matrice osoasă dispusă sub forma a numeroase sisteme haversiene (osteoame). Sistemul haversian este compus din numeroase canale Havers ce străbat osul pe toată lungimea sa, așezate paralel între ele și legate prin canale oblice transversale (canale Volkmann) care formeaza o rețea canaliculară vastă la nivelul osului compact.
Canalul Havers prezintă în exterior, de jur împrejur, lamele osoase concentrice, iar în interior numeroase vase limfatice, măduvă osoasă, fibre de reticulină, celule conjuctive și fibre nervoase amielinice. Lamelele osoase de la exteriorul canalelor Havers prezintă în grosimea lor osteoplaste (lacune osoase), în care se află osteocitele (Treuting Piper M., și col. 2017). De la nivelul fiecărui osteoplast pleacă în toate direcțiile canalicule osoase (prelungiri).
La nivelul diafizei oaselor lungi există sisteme circumferențiale formate din lamele circumferențiale paralele între ele. Sistemul circumferențial extern este plasat către periferia diafizei, în timp ce spre cavitatea medulară se găsește sistemul circumferențial intern (Mynard R.L., și Noel Downes 2019). Aceste sisteme circumferențiale sunt străbătute de canalicule fine (canalele Volkmann). Fiecare canal Volkmann conține vase limfatice, vase sanguine și nervi (Treuting Piper M., și col. 2011).
Țesutul osos spongios formează extremitățile oaselor lungi, ca și zona centrală a oaselor plate și a celor scurte. Țesutul osos spongios este reprezentat de pereți osoși subțiri, numiți trabecule, ce delimitează spații variabile ca dimensiune, pline cu măduvă hematogenă.
1.1.2 Inervația osului
Terminațiile nervoase senzitive sunt localizate la nivelul periostului și filetele vegetative vasomotorii sunt localizate la nivelul cavității medulare și în canalele osteoamelor.
1.1.3 Vascularizatia țesutului osos
Vascularizația oaselor lungi este reprezentată de:
sistemul vascular aferent alcătuit din artere și arteriole nutriționale;
sistemul vascular eferent alcătuit din vene și venule;
sistemul vascular intermediar al osului compact, care realizează legătura între sistemul vascular aferent și cel eferent și este reprezentat de vasele capilare din canalele osoase.
Circulația limfatică a țesutului osos este realizată de teci conjunctive perivasculare, care sunt echivalentul vaselor limfatice.
1.2 Histologia țesutului osos
Din punct de vedere histologic, în compoziția țesutului osos se distinge o componenta celulară osoasă și matricea osoasă.
1.2.1 Componenta celulară osoasă
Este reprezentată de trei tipuri de celule: osteoblastele (celule osoase tinere), osteocitele (celule osoase adulte) și osteoclastele.
osteoblastele (celule osoase tinere) au origine mezenchimală, diferențierea lor realizându-se în momentul dezvoltării organismului sub acțiunea unor forțe fizice de tracțiune. Osteoblastele se află pe suprafața osului în timpul creșterii (la tineret) și în zonele de remodelare osoasă (la animalul adult) sub formă de osteoblaste pasive, iar când sunt stimulate ele devin active și secretă matrice osoasă. Pe măsură ce se formează matricea de țesut osos, o parte dintre osteoblaste rămân incluse în acest țesut osos, se maturează transformându-se în osteocite.
osteocitele (celule osoase adulte) se formează prin maturarea osteblastelor, sunt plasate în "cămăruțe" săpate în substanța osoasă, numite osteoplaste. Fiecare osteoplast conține în interiorul său un singur osteocit (Mynard R.L., și Noel Downes 2019).
osteoclastele sunt celule multinucleate, de dimensiuni mai mari și cu forme neregulate. Au în compoziția lor un aparat Golgi mic, numeroase mitocondrii și lizozomi. Membrana citoplasmatică este formată din două zone diferite: o zonă centrală (margine în perie) și o zonă de tranziție, ce conține numeroase microfilamente și este folosită pentru a lega osteoclastul de suprafața osului și a-i asigura acestuia o bună activitate.
1.2.2 Matricea osoasă
Reprezintă 20% din volumul osului și este formată din fibre de colagen și substanță fundamental.
fibrele de colagen sunt formate din colagen, o proteină fibrilară cu structură de triplu helix, cu trei catene polipeptidice spiralate care îi conferă o flexibilitate specială. Este secretat de osteoblaste, după care se polimerizează rapid, formând un țesut osteoid în care precipită săruri de calciu. Fibrele de colagen dau osului o mare rezistență la tensiune, iar sărurile de calciu conferă osului o mare rezistență la compresiune(Predoi G., Belu C., 2011).
substanța fundamentală este compusă din complexe protein-poliglucidice combinate cu peptide și lipide.
Substanța fundamentală participă la inițierea mineralizării. Componenta minerală a matricei osoase reprezintă 70% din volumul osului și este constituită din cristale de fosfat de calciu amorf, cristale de magneziu, sodiu și potasiu. În jurul cristalelor există un strat de apă, al cărui rol este de a facilita schimbul de ioni între cristale și fluidele organismului. Creșterea conținutului mineral al osului se realizează prin creșterea numărului acestor cristale, nu prin creșterea dimensiunilor lor (Predoi G., Belu C., 2011)..
1.3 Fiziologia țesutului osos
Osteoblastele au un rol complex in fiziologia țesutului osos, fiind implicate în: sinteza și mineralizarea matricei, inițierea resorbției și stabilirea comunicării cu osteocitele.
Sinteza și mineralizarea matricei osoase
Matricea osoasă reprezintă singurul material extracelular nemineralizat care are în compoziție colagen și substanță fundamentală.
Colagenul este componenta principală a masei osoase, are natură proteică și conferă osului rezistență crescută la tensiune. Colagenul este sintetizat la nivelul reticulului endoplasmic rugos al osteoblastelor. Aminoacizii din compoziția colagenului sunt reprezentati de: prolina, glicina și hidroxiprolina. Prolina suferă un proces de hidroxilare și se transformă în hidroxiprolină. Hidroxiprolina din colagenul osos este detectată în urină și plasmă, fiind folosită ca indicator al nivelului de mineralizare osoasă (Treuting Piper M., și col. 2011)..
Formarea hidroxiprolinei se realizează prin procesul de hidroxilare al prolinei, acidul ascorbic fiind cofactor. Animalele cu deficit de vitamina C, nu au capacitatea de a sintetiza colagenul (de exemplu în scorbutul juvenil la câine). Procolagenul este asamblat sub forma unui triplu helix la nivel intracellular (Clarke B., 2008). Mici fragmente din acest triplu helix se clivează la forma de tropocolagen, acesta fiind singurul procolagen care părăsește osteoblastul. Prin fuzionarea a cinci molecule de tropocolagen rezultă o microfibrilă, iar prin fuzionarea mai multor microfibrile se formează fibrele de colagen.
Substanța fundamentală este formată din lichid extracelular, proteoglicani (acid hialuronic și condroitin sulfat) și mici cantități de lipide.
Inițierea în mineralizare este asigurată de osteoblaste. Inițierea mineralizării se realizează la nivelul veziculelor matriceale, formate prin "smulgerea" unor mici particule de la nivelul prelungirilor
citoplasmatice ale osteoblastelor și dispersarea lor în matricea nemineralizată. În componența veziculelor matriceale intră lipide capabile să lege calciul de suprafața membranelor.
Astfel, pe suprafața veziculelor matriceale se află calciul, iar în jurul lor fosforul. În prezența fosfatazei alcaline se realizează pătrunderea calciului și a fosforului în interiorul veziculelor matriceale. Aici mineralul cristalizează, formând spiculi ce "rup" pereții veziculelor și se depun pe fibrele de colagen (Clarke B., 2008).. Începe totodată precipitarea sărurilor de colagen la suprafața fibrelor de colagen, formându-se nuclee minuscule care cresc și formează cristale de hidroxi-apatită.
Aceste cristale sunt legate de fiecare segment de fibră, această legatură conferindu-i osului rezistență crescută. Astfel procesul de mineralizare este început de osteoblaste și continuat de fibrele de colagen.
Inițierea resorbției și stabilirea comunicării cu osteocitele
Osteoblastele inactive formează un strat la suprafața osului și au rolul de a proteja osul de acțiunea osteoclastelor.
Intervenția parathormonului favorizează separarea osteoblastelor între ele astfel încât spațiile libere create permit osteoclastelor accesul la suprafața osului. În timpul sintezei matricei osoase, osteoblastele trimit prelungiri citoplasmatice în formă de deget în interiorul acesteia. Unele dintre aceste prelungiri citoplasmatice penetrează osteoidul adiacent și se unesc prin joncțiuni de tip gap cu prelungirile altor celule (Clarke B., 2008)., formând astfel o rețea de tip osteoblast-osteocit.
Odată ajunse în contact cu suprafața osoasă, osteoclastele devin active și încep resorbția osoasă. Osteoclastul realizează osteoliza, îndepărtând surplusul de matrice osoasă mineralizată. Acidifierea suprafeței osoase sub osteoblast produce solubilizarea mineralului, permițând pătrunderea enzimelor lizozomale în restul matricei. Osteocitele creează în structura țesutului osos o rețea lacunară și canaliculară.
S-a constatat că diferitele schimbări în activitatea metabolică a osteocitelor determină solubilizarea unor mici cantități de mineral din peretele lacunelor și canaliculelor. Acest mineral este preluat de celulele de la suprafața osului, pompând apoi ionul de calciu în fluidul extracelular. Rolul acestei pompe osteocit-osteoblast este de a menține homeostazia calciului.
Capitolul II
MECANISMUL DE CALUSARE FIZIOLOGICĂ
A ȚESUTULUI OSOS
CHAPTER II
THE PHYSIOLOGICAL CALLUS FORMATION MECHANISM
OF THE BONE TISSUE
Fiziologia procesului de calusare
Cicatrizarea țesutului osos se realizează prin două mecanisme: cicatrizarea osoasă per primam (cicatrizare directă sau angiogenă primară) și cicatrizarea per secundam (indirectă).
2.1.1 Cicatrizarea osoasă directă
Are loc numai în caz de reducere anatomică a fracturii și în condiții de perfectă stabilitate. În acest caz, osul lamelar se formează direct în zona fracturii, pornind de la sistemele haversiene ale corticalelor fragmentelor osoase rezultate în urma traumatismului, fără formarea prealabilă a calusului periostal sau endostal (Frost H.M., 1989). Osteoclastele avansează în corticala opusă "săpând" tuneluri. Aceste tuneluri sunt urmate imediat de vasele sanguine de neoformație, înconjurate de osteoblaste care depun lamele concentrice de colagen. Aceste osteoblaste sintetizează apoi pe rețeaua de colagen o matrice minerală și formează osteoame noi, care joacă rolul unei tije ce unesc perfect fragmentele osoase rezultate în urma fracturii.
Se disting două tipuri de cicatrizare directă, în funcție de pierderea de substanță. Dacă pierderea de substanță este mai mică de 100 μm, sistemul haversian se reface direct și paralel cu axul mare a osului (Frost H.M., 1989).. Dacă linia de fractură este cuprinsă între 100 și 500 μm, osul lamelar care se formează este orientat perpendicular pe axul mare a osului.
2.1.2 Cicatrizarea osoasă indirectă
Se caracterizează prin formarea unui calus și cuprinde trei etape distincte: etapa inflamatorie, etapa reparatorie si etapa de remodelare.
Etapa inflamatorie
Debutează imediat după traumatism iar leziunile vasculare produse la locul fracturii determină necroza ischemică a întregii zone și eliberarea de mediatori chimici care provoacă inflamația (Oryan A. și col. 2015) Se produce vasodilatație, exsudatul plasmatic și afluxul de celule inflamatorii (polinucleare, macrofage) vor asigura eliminarea resturilor necrotice nemineralizate. În acest stadiu se formează o neovascularizație a locului fracturii pornind de la țesuturile moi înconjurătoare. Această neovascularizație este temporară. Ea permite colonizarea zonei de către celulele inflamatorii, proliferarea fibroblastelor și a celulelor mezenchimale indispensabile formării calusului(Oryan A. și col. 2015).
Etapa reparatorie
Hematomul din focarul de fractură este colonizat progresiv de un țesut de granulație, care este format din celule mezenchimale nediferențiate și provine din neovascularizația locului fracturii.
Celulele mezenchimale sintetizează colagen pentru a forma un țesut conjunctiv care să unească cele două fragmente ale fracturii.
Sub influența factorilor proteici, celulele mezenchimale se diferențiază în condroblaste și sintetizează o matrice fibro-cartilaginoasă (McKibbin B., 1978). Țesutul conjunctiv inițial formează un calus fibro-cartilaginos (calus moale), nedetectabil la radiografia clasică. Matricea fibro-cartilaginoasă se mineralizează printr-un proces identic cu cel de osificare encondrală, prin depunere de calciu și de fosfat sub formă de cristale de hidroxiapatită, dând naștere unui calus osos sau calus dur, format din osul primitive (Frost H.M., 1989). Calusul dur asigură stabilizarea internă a fracturii. Este mineralizat și deci vizibil la radiografie clasică.
Cu toate acestea, este format din os imatur, fără orientare, a cărui rezistență mecanică nu poate fi cuantificată pe baza unui aspect radiologic. Calusul dur corespunde reparării clinice a osului (McKibbin B., 1978).. Repararea biologică nu este însă încheiată, calusul trebuie să mai sufere procese de remaniere care vor reda osului, într-un ritm lent, proprietățile mecanice inițiale. Această etapă reparatorie se desfășoară corect doar dacă vascularizația la locul fracturii este suficientă. Studiile au arătat că, în constituirea calusului, oxigenarea lui joacă un rol important, iar o prea mare mobilitate a fragmentelor osoase are efect negativ. O presiune parțială slabă a oxigenului creează un mediu defavorabil osteoblastelor și favorabil condroblastelor, ducând astfel la formarea de țesut cartilaginos. De asemenea, o mobilitate prea mare la nivelul locului fracturii împiedică evoluția normală a calusului, din cauza leziunilor vasculare pe care le produce. Dacă mișcările de forfecare sunt importante, calusul rămâne fibro-cartilaginos și se ajunge la pseudoartroză.
Etapa de remodelare
Această ultimă etapă începe înainte de încheierea etapei reparatorii și durează de la câteva luni la câțiva ani. Remodelarea constă în resorbirea porțiunilor de calus inutile sau ineficace și întărirea zonelor active din punct de vedere mecanic. În acest sens, remodelarea respectă legea lui Wolff. Calusul osos este sediul unor fenomene de distrugere și de reconstrucție similare procesului de remaniere osoasă fiziologică (McKibbin B., 1978). Activitatea osteoclastică predomină pe suprafețele convexe, pe cele concave predominând activitatea osteoblastică. La finalul acestei etape, dacă reducerea a fost corectă, osul își reia forma inițială. Cicatrizarea osoasă completă corespunde recuperării structurale și funcționale totale (Oryan A. și col. 2015).
Capitolul III
MECANISMUL DE CALUSARE PATOLOGICĂ A ȚESUTULUI OSOS
CHAPTER III
THE PATHOLOGICAL CALLUS FORMATION OF THE BONE TISSUE
Orice tulburare a procesului fiziologic de calusare va prelungi disconfortul animalului. Acesta nu își va folosi membrul, amiotrofia este evidentă, apar plăgile și deseori se ajunge la automutilare.
3.1 Calusarea întârziată
Este o fractură care nu s-a vindecat în timp optim comparativ cu alte fracturi similare ca tip și localizare, tratate similar la alți pacienți. O calusare întârziată presupune că procesul de vindecare al fracturii nu are ritmul optim. Prelungirea procesului de vindecare al fracturii este secundară factorilor locali și factorilor sistemici. Factorii locali sunt reprezentați de: instabilitatea focarului de fractură, deteriorarea vascularizației, spațiul mare al focarului de fractură, țesuturi moi interpuse în focarul de fractură și suprainfectarea țesutului din focarul de fractură.
Instabilitatea focarului de fractură remediat chirurgical produce distrugeri ale vaselor sanguine și împiedică dezvoltarea osteoamelor în porțiunile sudate. În faza secundară de vindecare a osului, procesele de vascularizare ale calusului moale, osificarea calusului și anastomoza vaselor intramedulare deteriorate sunt împiedicate din cauza mișcărilor existente în focarul de fractură. Mișcarea de retezare și torsiunea în focarul de fractură dislocă rețeaua fibroblastică de calusare. Deteriorarea vasculară la locul fracturii poate fi rezultatul vătămării țesuturilor adiacente fracturii sau poate rezulta în timpul reducției deschise și al fixării interne a focarului de fractură. Fracturile care apar la oasele care sunt acoperite mai puțin de mușchi (radius, tibie) se vindecă mai lent, deoarece sursa de vase necesară procesului de vindecare este limitată.
În focarele de fractură apărute în urma unei slabe reducții chirurgicale, mușchiul, țesutul conjunctiv și alte țesuturi moi se pot interpune în spațiile dintre fragmentele fracturii. Țesutul moale interpus în focarul de fractură împiedică stabilizarea rigidă a acestuia și acționează ca o barieră în formarea calusului.
Prezența infecției la locul fracturii întârzie procesul de calusare prin provocarea ischemiei și a necrozei tisulare (Boss J.H., Misselevich I., 2003). În timpul răspunsului inflamator, bacteriile și celulele implicate sunt distruse și astfel se elimină enzime proteolitice, pH-ul local devine acid, iar țesutul osificat se demineralizează și este resorbit, astfel mărindu-se dimensiunea focarului de fractură.
Osteomielita nesupurativă neinfecțioasă poate apărea în jurul implantelor metalice ca rezultat al coroziunii metalului, al folosirii metalelor nesimilare sau ca reacție alergică la materialul străin (metaloza).
Liza osoasă și slăbirea implantului prelungesc vindecarea fracturii. Înfășurarea lejeră realizată cu cerclaj în jurul focarului de fractură permite o mișcare a fragmentelor de os care determină resorbția osului. Factorii sistemici sunt de asemenea implicați în întârzierea vindecării fracturilor. Aloimplanturile corticale de la donatorii necorespunzători produc reacții imune care întârzie vindecarea fracturii și încorporarea grefei. Avitaminozele, bolile care implică metabolismul calciului și al fosforului, osteoporoza sau osteomalacia și cahexia neoplazică pot să interfereze cu mineralizarea osoasă.
3.2 Necalusarea
Reprezintă nesudarea unui focar de fractură, caracterizată printr-o pseudoarticulație la locul fracturii (Oryan A. și col. 2015). Osul reacționează imediat la traumatism prin formarea unui calus primar ca răspuns. Instabilitatea interfragmentară persistentă este răspunzătoare de masa crescută a calusului fracturii, mișcarea inhibând inițierea mineralizării fibrocartilajului interfragmentar. În medicina umană, fenomenul de necalusare a apărut mai frecvent în cazul fracturilor deschise, infectate, fixate nesigur, imobilizate pentru o perioadă insuficientă de timp. Situațiile de necalusare la animalele mici se prezintă în următoarele procente: radius și ulna (60%), tibie (25%) și femur (15%).
Necalusările au fost clasificate în necalusări viabile (hipervascularizate) și necalusări neviabile (nevascularizate).
Necalusările viabile sunt reprezentate de:
necalusările hipertrofice prezintă un calus abundent hipervascularizat;
necalusările hipertrofice moderate constau într-o slabă scleroză a capetelor fragmentului osos rupt și apar la instabilitate rotațională moderată;
necalusările oligotrofice sunt lipsite de calus, țesutul fibros ce conține vase de sânge se află în focarul de fractură, capetele osoase se rotunjesc, apare resorbția și decalcifierea calusului incipient din focarul de fractură (Frost H.M., 1989).
Necalusările neviabile sunt reprezentate de:
necalusările distrofice se caracterizează prin existența unui fragment intermediar deficitar vascularizat la nivelul focarului de fractură care este incapabil de stimularea unui răspuns osteogenic;
necalusările necrotice apar în cazul unor fracturi cominutive la care în focarul de fractură se găsesc fragmente mari nevascularizate sau deficitar vascularizate care nu se înglobează în calusul fracturii (Frost H.M., 1989).;
necalusările imperfect pot rezulta din resorbția fragmentelor necrotice;
necalusările atrofice reprezintă sechele la celelalte trei tipuri de necalusări neviabile. Aceste procese de necalusare sunt caracterizate de resorbția semnificativă a osului, lipsa de vascularizație totală și osteoporoză.
3.3 Calusarea defectuoasă
O calusare defectuoasă este o fractură care s-a vindecat într-o proporție anormală, de obicei producând diferite grade de deteriorare funcțională a membrului (Oryan A. și col. 2015). Scurtarea sau rotirea membrului pot duce la un echilibru necorespunzător sau la mers anormal, urmate de artrită degenerativă la nivelul articulației învecinate. (McKibbin B., 1978). Calusarea defectuoasă se poate clasifica, în funcție de tipul de deplasare a fragmentelor fracturii, în:
calusare angulară și constă în deviația semnificativă de la aliniamentul axial;
calusare rotațională care prezintă o deformare de torsionare.
Cele mai multe situații de calusare defectuoasă sunt o combinație de întindere, deplasare angulară și rotațională (Oryan A. și col. 2015). Fracturile intraarticulare slabe sau pierderea prematură a stabilizării intraarticulare au ca rezultat calusările defectuoase intraarticulare.
CAPITOLUL IV
INDICAȚIILE ȘI UTILIZAREA
MAGNEZIULUI ÎN MEDICINĂ – SCURT ISTORIC
CHAPTER IV
INDICATIONS AND USE OF THE
MAGNEZIUM IN MEDICINE – SHORT HISTORY
Magneziul a fost identificat pentru prima oară de către Sir Humphry Davy în 1808, iar în 1833, Michael Faraday reușește să îl extragă prin electroliză (Witte F., 2015).
Prima aplicație în medicină a aliajului de magneziu, sub forma unui fir, a fost raportată în 1878, când Huse a utilizat-o pentru a ligatura artera radială (2 cazuri) în timpul operației pentru varicocel (Witte F., 2015). Payr a fost pionierul utilizării medicale a magneziului sub forma conectorilor vasculari; el a efectuat atât teste de om, cât și de animale.
În primul său experiment din 1900, el a folosit conectorii vaselor de Mg în artera femurală a animalelor (Gossrau G., 1935, Jorgensen R., 1986). El a demonstrat că legătura dintre capetele vaselor a devenit solidă după 8 zile și a observat un strat de intimă foarte intens în anastomoză, cu un inel fibros pe partea exterioară în acel moment.
În același studiu, el a sugerat, de asemenea, că tuburile de Mg plasate intravascular au prezentat coagularea trombotică a sângelui la capătul tuburilor, care totuși nu au închis lumenul rămas. De asemenea, nu a fost observată tromboza cu tuburi de Mg plasate extern. El a recomandat utilizarea plăcilor și foilor de Mg pentru suturarea și tratamentul hemangiomului cavernos și a anevrismelor vaselor mari (Lespinasse V.D., 1910, Stone P., Lord J.W., 1951). El a demonstrat că hemostaza a fost eficace după excizia parțială a ficatului pe modelul animal utilizând folie de Mg și apoi a aplicat cu succes această metodă într-un caz uman. În modelul animal, el a sugerat că timpul de resorbție al plăcilor de Mg după hemostază a variat de la resorbția de 50% după 3 săptămâni până la coroziunea minoră după 5 săptămâni.
Doi ani mai târziu, în 1905, Payr și Martina au arătat că efectul hemostatic după aplicarea foilor de Mg a fost din cauza efectului de tamponare al gazului de hidrogen (Lespinasse V.D., 1910). În 1900, a efectuat primul tratament de succes cu hemangiom la o fată de 14 ani. Câțiva ani mai târziu, el a sugerat că tratamentul cu săgeată Mg a fost benefic doar pentru tratarea hemangiomului cavernos subcutanat (Stone P., Lord J.W., 1951). În 1914, Sonntag a confirmat rezultatele Payr în mai multe cazuri clinice (Sonntag E., 1014). În cele din urmă, Payr a sugerat utilizarea tuburilor de Mg pentru suturi de nervi și a folosit această tehnică atât în experimente pe animale, cât și în cazuri umane (7 nervi) (Jorgensen R., 1986). În timpul experimentelor, el a observat mai multe celule rotunde și formarea de țesut granular în jurul Mg-ului coroziv (Jorgensen R., 1986). Țesutul granular a fost foarte vascularizat și conține celule gigantice cu particule metalice și leucocite. El a constatat, de asemenea, că activarea puternică a coagulării sângelui a fost din cauza implantului coroziv de Mg (Lespinasse V.D., 1910).
4.1 Artroplastia de rezecție și resurfatare pentru reluarea funcțiilor articulare
În 1900, Payr introduce ideea de a folosi plăcuțe de Mg și foi în astroplastia articulara pentru recâștigarea și prezervarea motilității asticulatiei, dar după experimentele frustrante pe animale și observațiile clinice reiesite, a renunțat la această metodă de tratament (Payr E. 1900,Vordemann S., 1939). La al 29 – lea Congres al Societății Germane de Chirurgie în 1900, Chlumsky l-a ascultat pe Payr recomandând că plăcuțele și foile de Mg să fie folosite în prevenția reunitrii țesutului osos disecat printr-un strat fibros dens după resorbția totală a Mg metalic (Payr E., 1900, Payr E., 1901). Această idee a lui Payr l-a inspirat pe Chlumsky să verifice dacă Mg poate reda mobilitatea unei articulații rigide, anchilozarea unui genunchi cauzată de tuberculoză sau în cazul blocării articulației (Payr E., 1900; Chlumsky V, 1900). În munca sa experimentală, Chlumsky a interpus foițe de Mg de 0,1 – 0,8 mm grosime între suprafețele unor oase ale articulației genunchiului proaspăt separate la câini și iepuri (Rostock P., 1937; Chlumsky V., 1900). Foițele Mg au corodat complet în 18 zile sau în câteva săptămâni în funcție de grosimea lor (Rostock P., 1937; Chlumsky V., 1900).
Chlumsky a avut succes în a preveni rigiditatea articulara și a redat motilitatea articulației după separarea osului articulației anchilozate la animale și oameni (Chlumsky V., 1900). Într-un caz uman, Chlunsky a demonstrat păstrarea unui spațiu articular de 2 mm pe radiografie la 8 luni de la intervenție (Vordemann S., 1939;Chlumsky V., 1900). Chlumsky obișnuia să fixeze cu un cast extern nouă articulație formată (Chlumsky V., 1900), ca atare, era îngrijorat că aceste articulații nou formate să nu devină din nou rigide de-a lungul anilor (Rostock P., 1937; Chlumsky V., 1900).
4.2 Aplicații în osteosinteza
În 1900, Payr propune implanturile pe bază de Mg în domeniul chirurgiei musculoscheletice, incluzând aici șuruburi, cuie, serclaje, nituri, broșe, foițe de Mg și plăcute (Payr E., 1900; Rostock P., 1937). Mai departe, Payr descrie un nit de Mg folosit ca stabilizator intramedular pentru fracturi osoase iremediabile și pseudoartroze (Payr E., 1901). În 1906, Lambotte a aplicat implanturile pe bază de Mg la un băiat de 17 ani, suferind de pseudoartroza complicată cu aliniere viciată severă a treimii distale a membrului inferior ce avea la bază o fractură veche de 2 luni la nivelul părții inferioare a membrului (Lambotte A., 1909;1932).
Lambotte a folosit inițial o plăcuță metalică cu fixare cu sururburi de fier, cu rezultat clinic nefast (Lambotte A., 1932). După 4 luni, capetele fracturii erau foarte slab atașate printr-un căluș, Lambotte văzându-se nevoit să retragă materialul osteosintetic de fier. După o pauză de 1,5 luni, Lambotte a rezecat din nou capetele fracturate și a folosit o metodă de fixare externă pentru a stabiliza fractură. După 5 luni, Lambotte decide să fixeze fractură folosind un serclaj de fier la nivelul fibulei și o plăcuță de Mg cu șase șuruburi de oțel la nivelul tibiei. La o zi după operație, băiatul a manifestat o colecție subcutanata de gaz, umflatura locală și durere. Datorită durerii intense, Lambotte a scos plăcută de Mg în fragmente mici 8 zile mai târziu. 8 luni mai târziu, Lambotte a tratat fractura cu un transfer de os din treimea superioară a tibiei. Lambotte a fost șocat de acest caz clinic și astfel a descoperit că plăcuta de Mg s-a dizolvat datorită reacției electrochimice dintre aceasta și șuruburile de oțel. A decis să analizeze acest fenomen împreună cu Verbrugge prin experimente pe animale. Au aflat o resorbție completă a Mg între 7 și 10 luni la iepuri și câini (Lambotte A., 1932). Absorbția completă a Mg și fără prezența durerii postoperatorii, l-au încurajat pe Lambotte să continue investigațiile clinice. A decis să trateze fracturi de supracondil la copii, (fig. 4.1 A) deoarece acestea au potențial de vindecare mult mai rapid. Mai departe, a putut insera un cui de Mg cu volum mic la nivel extra-articular (Fig. 4.1 B). Dupa cateva luni, cuiul de Mg a fost corodat complet, iar fractura s-a stabilizat, conform radiografiei (fig. 4.1C și fig. 4.1 D). Nu a dezvoltat infectie si nici durere. Copilul si-a reluat functionalitatea pe cot.
Fig. 4.1 – Fractură supracondil humerus la copil remediată
Fig. 4.1 – Humeral supracondil fracture in chield before and after surgery
(Lambotte A. L’utilisation du magnésium comme matériel perdu dans l’ostéosynthèse. Bull Mém Șoc Nat Cir 1932;28:1325–34).
În total, Lambotte și Verbrugge au operat 4 copii (vârsta între 7-10 ani) cu fractură humerală de supracondil, cu vindecare completă din prima fără complicații (exceptând colecțiile de gaz), cu restaurare bună și chiar totală a funcției articulare, fără durere la nivelul zonei operate (Lambotte A., 1932; Verbrugge J., 1937). Cavitățile cu gaz au dispărut în câteva sapatamani și nu au constituit o problemă gravă în nici unul din cazuri (Lambotte A.,1932). Lambotte a învățat din experiențele clinice anterioare. A așteptat cel puțin un an după operația primului copil de 7 ani, pentru a observa evoluția clinică înainte de a opera următorul copil. Verbrugge folosește placuta de Mg si suruburi pentru stabilizarea fracturii diafizale a humerusului la un copil de 8 ani (Fig. 4.2 A). Radiografiile postoperatorii arata formarea cavitatilor cu gaz – Fig. 4.2. B) Placuța de Mg a fost corodată aproape în totalitate în 3 săptămâni de la operație
Fig. 4.2 – Fractură diafizară humerus copil înainte și după operație
Fig. 4.2 – Humeral diaphisyal fracture in 8 yeasr old child before and after surgery
(Verbrugge J. L’utilisation du magnésium dans le traitement chirurgical des fractures.
Bull Mém Șoc Nat Cir 1937;59:813–23)
În aceste cazuri, Lambotte a observat o resorbție totală a Mg după 1 an de la intervenție și vindecarea fiziologică a osului (conform radiografiilor) fără hipertrofia osului prezenta (Lambotte A., 1932). Aceste rezultate clinice l-au încurajat pe Lambotte să își extindă investigațiile prin a opera un copil de 8 ani cu fractură humerala transdiafizala (Lambotte A., 1932; Verbrugge J., 1937). Verbrugge a raportat ulterior că s-a folosit plăcută de Mg și fixare cu șuruburi (Fig. 4.1 A) (Verbrugge J., 1937). După 3 săptămâni de la operație plăcută de Mg s-a dizolvat aproape complet iar linia de fractură a devenit insesizabilă – Fig. 4.1 B (Verbrugge J., 1937).
Lambotte a învățat că Mg poate fi implantat fără a-l combina cu alte tipuri de implante metalice, pentru a preveni coroziunea electrolitică (Lambotte A., 1932). Având la baza studiile lui clinice, Lambotte recomanda folosirea implantelor pe bază de Mg în următoarele zone clinic afectate: fracturi Bennet, fracturi scafoide, chirurgia labei piciorului, fracturi claviculare, fracturi carpiene, de falange sau metacarpiene, fracturi de epifiza radius, fracturi de diafiza ale antebrațului, fracturi supra – și condilare la copii, fracturi de cap humeral, fracturi vicios calusate, fracturi oblice de tibie și fracturi de pertrohanter (Lambotte A., 1932).
Deasemenea, Henschen și Gerlach subliniază în raportul lor din 1934 că plăcuțele și șuruburile pe bază de Mg resorbabile sunt materiale ideale în osteosinteza (Henschen C., Gerlach W., 1934). Au există bineinteles și rapoarte critice în folosirea Mg în intervenții pe os, bazate însă doar pe experimente pe animale. Groves a publicat rezultatele experimentului sau pe iepuri în 1913, când a blamat folosirea Mg, deoarece se pare că produce abcese și se dezintegra atât de rapid încât nu reușea stabilizarea fragmentelor fracturii (Groves E., 1913). A investigat Mg metalic doar în nitul intramedular (Groves E., 1913; McBride ED., 1938). În 1924, Zierold compara reacția diverselor metale la nivelul țesutului osos și conclude că Mg nu are o acțiune în plus față de a stimula țesutul conectiv și ipoteza că poate încetini sau accelera producția nouă de os (Payr E., 1900, 1901; Zierold AA., 1924). Verbrugge cunoștea raportările critice și rezultatele lui Groves și ale lui Zierold asupra Mg în aplicațiile la nivel osos. Ca asistent al lui Lambotte, a investigat reacția unui cilindru de Mg cu grosimea de 2,5 mm înserat la nivelul femurului de câine și iepure (Verbrugge J., 1933). Cilindrii de Mg au corodat încet în 4 luni cu evoluție gazoasă moderată. Verbrugge a descris rezistenta acestora la presopunctura după 4 luni (Verbrugge J., 1933), după 6 luni, a observat că aceștia devin firabili și goi. Țesutul înconjurător nu a arătat semne de inflamație sau iritație (Verbrugge J., 1933, Jorgensen R., 1986). După 3 săptămâni, nu s-a observat nici o reacție, după 7 sapatamani au fost ceva mai accentuate dar au scăzut în decursul a câtorva luni. Verbrugge subliniază faptul că apariția veziculelor cu gaz nu au afectat nici un țesut adiacent (Verbrugge J., 1933). Pentru aplicațiile sale clinice, Verbrugge a folosit un metal din gama Elektron (aliaj de Mg, fără descriere) și din gama Dow cu Mg -8 wt% Al în 21 de cazuri clinice (Verbrugge J., 1937). Acesta a observat formarea cavităților cu hidrogen (fig. 4.3).
Fig. 4.3 – Radiografie postoperatorie fractura supracondilara la un copil de 7 ani
tratata cu un cui de Mg. Acumulare subcutanata cu gaz
Fig. 4.3 – Postoperative radiographic in a supracondilar fracture in a 7 year old
child treated with a nail of Mg. Subcutaneous gas accumulation
(Verbrugge J. L’utilisation du magnésium dans le traitement chirurgical des fractures.
Bull Mém Șoc Nat Cir 1937;59:813–23).
Pacienții raportau o senzație de amorțeală în zona implantului în timpul perioadei de degradare a Mg, dar senzațiile de atingere și temperatura nu au fost perturbate (Verbrugge J., 1937). Toți pacienții au arătat o temperatură corporală normală, fără semne de infecție (Verbrugge J., 1934, 1937). Pielea, țesuturile moi, osul și articulația, nu au avut nici o manifestare adversă la degradarea Mg (Verbrugge J., 1934,1937).
Reacția periostala a fost la fel de puternică precum în folosirea implantelor non-absorbabile sau în tratamente conservatorii (Verbrugge J., 1934, 1937). Verbrugge susține că implantul pe bază de Mg nu este toxic și nici iritant, raportând și ideea că înceată coroziune a Mg este necesară pentru a permite calusarea suficientă a fracturii (Verbrugge J., 1934, 1937).
În jurul anului 1938, McBride a fost atras de munca lui Jean Verbrugge în Antwerp și l-a urmat în demersuri (McBride ED., 1938,). Comunicarea dintre aceștia i-a conferit lui Mcbride materiale mecesare din Mg, accesta din urmă însă observă că plăcuțele din Mg nu se pretează că implnat pentru că se absorb mult prea rapid decât s-a stipulat inițial când acestea sunt fixate pe suprafața osului (McBride ED., 1938). A susțin deasemenea că Mg metalic nu este sustenabil nici pentru niturile intramedulare datorită reacției sale sub forma gazelor volatile care au nevoie de o poartă de ieșire la nivelul țesuturilor moi (McBride ED., 1938). McBride observă că șuruburile au fost mult mai rezistente decât plăcuțele, mai ales dacă acestea au fost înșurubate mult mai tare în stratul dur al osului (McBride ED., 1938). Șurubul trebuie să pătrundă prin ambele părți ale șanțului osos și trebuie să dețină o concentrație mai mare în Mg decât este nevoie pentru perioada de timp estimată pentru o fixare mai bună și mai sigură (McBride ED., 1938). McBride a folosit un perforator și despărțitor în funcție de dimensiunea șurubului (McBride ED., 1938). A descris și câteva tehnici adaptate fixare implantului de Mg (Fig. 4.4) (Mcbride ED., 1938).
Fig.4.4 – Aplicare plăcuței de Mg – Mn cu șuruburi pentru obținerea
osteosintezei rezistente la rotație
Fig. 4.4 – Application of Mg – Mn plate with screws to obtain
osteosynthesis resistant to rotation
(McBride ED. Absorbable metal în bone surgery. JAMA 1938;111:2464–7).
În 1948, Tritskii și Tsitrin au raportat tratarea cu succes a 34 de cazuri cu pesudoartroza cu o combinație de plăcute și șuruburi făcute de aliaj Mg-Cd (Tritskii VV.,1948). Materialul folosit în osteosinteza a fost resorbit complet, fără rămășițe, și a stimulat formarea calusului osos (Tritskii VV., 1948). Acest efect de stimulare a fost pus pe baza formării MgCO3, reacție observată în stratul coroziv (Tritskii VV., 1948). Troitskii, Tsitrin și Verbrugge au stipulat că implantarea de Mg într-un țesut inflamator produce neutralizarea mediului acid și, ca atare, ar stimula formarea calusului osos (Verbrugge J., 1934, 1937; Tristskii VV., 1948). Deși Troitskii și Tsitrin sugerează folosirea unui implant cu plăcută/tija intramedulara din aliaj Cd-Mg pentru obținerea repozitionarii exacte a osului și consolidarea fracturii în cazuri severe de osteomielita (Tristskii VV., 1948). Bazându-se pe observațiile lor clinice, această abordare a dus la recuperarea mai rapidă a pacienților. În mod interesant, abia în 1969, Stroganov este primul care patentează aliajul Cd-Mg pentru îmbunătățirea rezistenței la coroziune (Straganov G și col., 1972), deși diagrama de echilibru a sistemului Mg-Cd a fost deja investigată de Hume-Rothery și Bowell în 1927 (Hume-Rothery W, Bowell SW., 1927).
4.3 Modelul materialului de sutură pe bază de Mg
Din nou inspirat de succesul în clinică a lui Payr și de presiunea, atât din partea industriei germane dar și a administrației științifice de la acel moment, de a înlocui firele organice și Carnofil cu substanțe ce pot fi produse în Germania, doctorandul Medic Siegfried Vordemann studiază firele din aliaj Mg-Zn alcătuite din 31 de fire individuale de Mg implantate subcutanat la iepuri în regiunea paravertebrală (Vordemann S., 1939). Dimensiunile firului au fost de 12x3x0,05, deși s-ar fi putut numi o bandă textilă sau mai degrabă o sfoară decât un singur fir rotund. Vordemann a observat primul emfizem subcutanata, ca un semn al emanării de hidrogen gaz, la 30 minute de la implantare (Vordemann S., 1939). Evoluția veziculei cu gaz și emanarea nu a încetat decât în ziua a 5 a, după care a scăzut. Progresul corodării firului de Mg-Zn și-a pierdut din duritate și rezistența în jurul a 15 a zile, când a putut fi tăiat cu foarfecă, după 50 de zile, acesta era corodat aproape complet. În ce privește suturile cu fire de Mg, Payr recomandă folosirea acestora în suturile de tip Bassini (Payr E., 1900). Maier folosește și el o țesătură din fire de Mg pentru suturile Bassini (Payr E., 1900) în chirurgia herniei, deși nu le-a găsit tocmai convingătoare, datorită gazelor emise prin punctele de sutură (Maier O., 1940).
4.4 Răspunsul tisular la magneziul coroziv al țesutului osos
Lambotte observă că procesul de proliferare periostala progresează din a 3 a săptămână de la implantare până la a 7a săptămână, apoi scade la nivel normal după câteva luni (Lambotte A., 1932), Contrar afirmațiilor lui Lambotte, cum că Mg crește regenerarea osoasă (Lambotte A., 1932), Zierold postulează opusul (Zierold AA., 1924). Verbrugge intervine în fixarea la nivelul articulației cu șuruburi la 3 iepuri și insera transdiafizal ace metalice DOW la 10 iepuri (Verbrugge J., 1937).
În ambele intervenții, măduva osoasă a fost înlocuită cu țesut fibros granular care a dus la formarea de țesut osos nou fără prezența osteoclastelor, în timp ce periostul a fost bine vascularizat și îngroșat. Verbrugge găsește cavități chistice în țesutul osos nou format (Verbrugge J., 1937). Nu a făcut însă observații asupra modificărilor la nivel sangvin la animalele sale. McBride susține că procesul de coroziune a fost mai încet în ce privește niturile de Mg intramedulare față de cele aplicate transcortical, și observă stimularea concomitentă a formării de țesut osos la nivel de periost (McBride ED., 1938). Nu a făcut observații asupra apariției unei reacții adverse la nivel de cartilaj al articulației, nu a găsit nici reacție inflamatorie la nivel de țesut adiacent metalului corodat, deși a găsit și el chisti mici cu gaz la separarea dintre fibrele musculare, precum și apariția unei cantități crescute de lichid extracelular.
În 1939, Nogara este inspirat de munca lui Verbrugge și cercetează efectele pieselor mici corodante de Mg Elektron la nivelul țesutului osos la iepure (Nogara G., 1939). Releva faptul că acestea corodează cu formare de vezicule cu gaz dara a dăuna țesutului osos înconjurător . deși se pare că dezvoltarea veziculelor gazoase a dus la ușoară afectare a osului, care se pare că se reface după corodarea completă a metalului. Nicole cercetează efectul metalelor și a produșilor lor de coroziune pe diverse țesuturi la iepuri și câini (Nicole R., 1947) și releva ideea că există o reactivitate inflamatorie cu tendința de formare a unei capsule fibroase în jurul probei de Mg pur coroziv. Mai mult, Nicole relevă și formarea unui țesut spongios din chisturile de gaz, precum și un edem local. Înafara studiilor, un număr mare de implanturi de Mg au manifestat resorbție incompletă, cu prezența unei substanțe lipicioase acompaniata de formarea de vezicule gazoase. Nicole raportează o rata surprinzător de mică de coroziune a implantelor de Mg pur în os și o corodare completă după 2 luni. În comparație cu alte metale, depozitarea pe termen lung a produșilor de coroziune în os nu a putut fi observată în cazul Mg.
4.5 Produșii de coroziune
În 1900, Payr expune ideea procesului de coroziune a Mg colegilor săi chimiști care postulează că acest proces in vivo se datorează proceselor de oxidare independent de conținutul în oxigen al sângelui (Payr E., 1900). Mai departe, au considerat că: 1) conținutul în acid carbonic hidrogenat local este un factor important în coroziunea Mg, deoarece carbonații de Mg pot forma un strat coroziv și 2) conținutul local în apă al țesutului înconjurător al Mg. Conform lui lui Rostock (Rostock P, 1937) și Henschen și Gerlach (Henschen C, Gerlach W, 1934), un strat de carbonat se formează pe suprafața Mg corodat la nivel osos, fapt ce încetinește corodarea Mg, dar aceasta este dizolvată după ce carbonatul de magneziu a fost transformat în clorură de magneziu hidrosolubilă. Masa cristaloidă găsită de McBride la locul de corodare a implantelor de Mg pe os, este constituită din carbonat de Mg și fosfat de Mg (McBride ED., 1938). Deasemenea, Hoffheinz și Dimitroff constata în experimentele lor că hidroxidul de Mg reacționează cu acidul carbonic pentru a forma carbonat de Mg și apă la suprafața implantului in vivo (Hoffheinz S, Dimitroff N., 1928).
În 1975, Fontenier et al. cercetează diverse metale implantându-le la nivel subcutanat la câine (Fontenier și col., 1975). Constată, pe langa Mg metalic folosit, o compoziție constantă a stratului coroziv, alcătuit în proporție de 60% din fosfați de magneziu și amoniu (60% MgNH4PO4.(6H2O), cu 20 % MgCO3, 10% Mg (OH)2 și 10 % CaCO3) (Fontenier și col., 1975).
În 1924 Seeling descoperă particule mici de Mg metalic pur în timpul inspectării postimplantului, alături de prezența unor artefacte granulare descrise ca oxizi de magneziu (Seelig MG., 1924). Mai târziu, la reinspectare nu au mai găsite vestigii de Mg sau ale sărurilor sale (Seelig MG., 1924).
Toți produșii de coroziune identificați de Lespinasse (Lespinasse EV., 1910) și Verbrugge (Verbrugge J., 1934, 1937) au fost catalogați ca fiind non-toxici și non-iritanți. Fromherz cercetează administrarea subcutanată de Mg ca metal, ca forța hidroxica de eliminare a calciului din organismul iepurilor (Fromherz K., 1909), dar nu observă semne eliminare masivă a calciului și nici decalcifieri forțate ale oaselor animalului în studiu.
4.6 Sugestii de tratament pentru îmbunătățirea comportamentului la coroziune al magneziului
Payr raportează despre proprietățile mecanice limitate și procedurile de parcurs pentru Mg pur, la acel moment, el recomandă folosirea Magnaliumului, un aliaj de Al 5% cu Mg 50% (Payr E., 1900, 1901). Seelig cercetează diferitele sisteme de aliaje experimental, precum Mg-Ce, Mg-Ca, Mg-Li și Mg-Tl (Seelig MG., 1924). Adună o listă de elemente de aliere pentru sisteme binare (aluminiu, cadmiu, zinc, bismut, anitmoniu, argint, aur, platină), precum și câteva sisteme terțiare de aliaje (Mg-Pb-Bi și Mg-Cu, Au), despre care s-a descoperit că sunt prea friabile (Seelig MG., 1924). Tritskii și Tsitrin releva faptul că această proprietate de friabilitate a implantelor Mg- Cd poate fi ajustată către caracteristici mai dure, feroase, prin adăugarea unei cantități mici de beriliu (Tritskii, 1948). Deși, ultima abordare se pare că nu se recomandă datorită proprietăților toxice înalte ale beriliului. Trebuie notat faptul că Payr, Lespinasse și alți autori, au pus mare preț pe avantajul de a putea steriliza implanturile de Mg prin fierbere în apă distilată înainte de implantare (Payr E., 1900, Lespinasse VD., 1910, Payr E., Martina A., 1905).
Prin această procedură, se formă un strat dens, protector oxido-coroziv înainte de implantare. Deci toate informațiile despre ratele de coroziune date de acești autori au fost prelucrate cu mare atenție. Pentru a crește rezistenta la mișcare, Henschen sugerează imersarea piesei de implantat în soluție conținând 10% acid selenic și 0,5% clorura de sodiu, pentru 5-15 minute la temperatura camerei (Henschen C, Gerlach W., 1934). Selenidul de magneziu ce se formează la suprafața implantului se dizolvă în lichid interstițial, iar selenidul hidrogenat format va reacționa cu oxigenul din apa țesutului pentru a forma un strat de sigilare a suprafeței implantului care inițial va reduce rata de coroziune. Aceste descoperiri nu au fost dovedite de Heschen in vivo (Rostock P., 1937). Rostock însă, raportează că acest tratament are eficacitate doar în vitro și nu are efect in vivo (Rostock P., 1937). Întârzierea producției de gaz prin folosirea parafinei și a paturilor metalice (fire bimetalice) au explorate de Seelig fără succes (Seelig MG, 1924).
4.7 Factori de influență ai coroziunii aliajelor de Mg
Evaluarea coroziunii (tabel 1) în medii industriale și în mediul corporal arată că rezistența la coroziune a aliajelor de Mg se afla în strânsă dependenta de compoziția aliajului, elementelor aliajului, tratamentul termic și de caracteristicile corozive ale mediului precum albumina, valoarea phului (Zeng RC și col., 2006, Song G., 1999-Mueller WD. și col., 2007).
Tabel 1 – Factorii ce influențează procesul de coroziune a implantului de Mg
Table 1- Factors influencing the corrosion process of the Mg implant
4.8 Înveliș biodegradabil pe bază de polimer pentru controlul performanței aliajului pe bază de Mg în implantele ortopedice
Cele mai des folosite material pentru fixarea fracturilor de os sunt în mod obișnuit fabricate din metale medicale precum oțelul inoxidabil 316L, titaniu pur sau aliajele sale, și aliaje pe bază de cobalt-crom (Staiger MP et al, 2006; Niinomi M., 2002) care sunt non-biodegradabile. O caracteristică dorită a unui implant ar fi abilitatea sa de a se degrada după ce osul se vindecă, deoarece pot apărea probleme dacă implantele nu se degradează. Efectele adverse pe termen lung sau chiar riscul crescut al unei inflamații locale pot apărea după implantul pe termen lung, deoarece implantul metalic este un corp străin pentru gazda umană (Denkena B. et al, 2005).
Dacă există reacția de acest tip, este nevoie de o a doua intervenție pentru scoaterea implantului. O intervenție secundară crește riscul morbidității, dar și costurile sunt mai mari pentru menținerea sănătății și spitalizarea durează mai mult (Staiger MP și col., 2006). Pentru a reduce aceste complicații, au fost cercetate implantele metalice biodegradabile (Staiger MP și col., 2006, Witte F și col., 2006; Li Z et al, 2008; Xu L și col., 2009). Mg și aliajele sale sunt cele mai des folosite materiale metalice cu proprietate degradabilă.
Problema, de multe ori, a fost controlul asupra procesului de coroziune. Pentru creșterea rezistenței la coroziune a Mg se pot folosi metode diferite de modificare a aliajului(Kaesel VT și col., 2004) și tratamente ale suprafeței acestuia (Gray JE, Luan B, 2002). Witte et al. (Witte F și col., 2006; Witte F și col., 2005) sugerează că aliajele de Mg, mai ales cele ce conțin elemente rare, par să fie potrivite pentru folosirea în implantologie. Pentru alterarea unor proprietăți mecanice se face adiția de metale rare precum zirconiu și ceriu în substratul de Mg, dar acestea sunt potențial toxice și pot afecta celulele (Song G, StJohn D.,2002, Fan Y și col., 2006), deoarece citocompatibilitatea acestor elemente este încă necunoscută. În studiile lui Li et al (2008)(Li Z și col., 2008), Zhang et al. (2009) și Zberg et al. (2009); s-au fabricat aliaje pe bază de Mg combinând Mg-Ca, Mg-Zn și Mg-Zn-Ca, și folosite ca implante biodegradabile. Înafară de aliere, modificările de suprafața precum micro oxidarea în arc (MAO), implantarea ionică și anodizarea plasmatica, pot îmbunătăți proprietățile corozive ale aliajelor pe bază de Mg (Chen F și col., 2007; Zhu XM et al, 2007).
Au fost aplicate teste electrochimice cu acele probe tratate la suprafață și s-a raportat o creștere a rezistenței electrochimice, cu toate acestea, integritatea biologică a acestor suprafețe nu a fost raportată și nu există date suficiente pentru a trage concluzii înainte de aplicabilitatea în domeniul clinic.
Acest studiu arata îmbunătățirea proprietăților de implant, prin depunerea unei membrane poroase biodegradabile pe bază de polimer realizată din policaprolactona (PCL) și diclorometan (DCM) asupra unui aliaj de Mg comercial, în vederea asigurării unui control a ratei de degradare. Acest studiu cercetează fezabilitatea acestei membrane polimerice în controlul degradării aliajului de Mg în condiții în vitro și în vivo, și vizează citocompatibilitatea și integritatea mecanică a probelor învelite în membrana polimerică în timpul degradării.
Au fost pregătite pentru testul electrochimic al coroziunii, probe sub formă de disc de aliaj AZ91 pe bază de Mg (9wt% Al și 1wt%Zn (Jiaozuo City Anxin Magnesium Alloys Scientific Technology Co., Ltd.), testul de imersie și studii în vitro cu tije pentru testare mecanică a integrității și studii în vivo pe animale. Probele au fost curățate și polisate pentru îndepărtarea oxizilor. Au fost curățate ultrasonic cu etanol înainte de procesul de depozitare al membrane. Materialul a fost preparat amestecând policaprolactona (PCL) (Sigma-Aldrich, UȘA) cu o greutate moleculară de 80,000 g/mol și diclormetan (DCM) (Fisher chemicals, England).
4.9. Caracterizarea membranei bazată pe polimer
4.9.1.Analiza morfologiei suprafeței
Scanarea cu microscopul electronic (Fig. 4.5) s-a folosit pentru vizualizarea morfologiei de suprafață a porozității scăzute a membrane (LMP) și a porozității membranare înalte (HPM) după depunerea membranei polimerice pe suprafața aliajului de Mg. Dimensiunea medie și cea totală a a porului au fost analizate cu programul CTAn (Skyscan Company Belgium).
Fig. 4.5 – Morfologie de suprafață a membranei polimerice scăzută (a)/înaltă (b).
Fig. 4.5 – Surface morphology of low (a) / high (b) polymeric membrane.
Wong, Hoi Man, et al. "A biodegradable polymer-based coating to control the performance of magnesium alloy orthopaedic implants." Biomaterials 31.8 (2010): 2084-2096.
4.9.2 Studii in vitro
Testele de viabilitate celulară a extractelor din testul de imersie s-a efectuat cu The MTT pentru determinarea citotoxicitatii tijelor învelite în PCL asupra celulelor mamaliene. Testul s-a desfășurat printr-o metodă indirectă prin care tijele imersate au fost aplicate pe culturi celulare.
Dintr-o cultură de osteoblaste (Fig. 4. 6) suplimentate cu ser fetal bovin, antibiotic și 2nM L-glutamin într-o cultură de țesut pe 96 de godeuri și incubate la 37°C într-o atmosferă de 5% CO2 și 95% aer pentru o zi. În ziua a doua, mediul de cultură din fiecare godeu a fost înlocuit cu imersia în mediu fluidic corporal și suplimentat cu 10% ser fetal bovin, incubarea la 37°C , la o atmosferă de 5% CO2 și 95% aer pentru 3 zile.
Fig. 4.6 – Imagini microscopice ale osteoblastelor de șoarece cultivate pe
aliaj de Mg învelit în PCL și neînvelit după 1 zi (a) și la 3 zile (b).
Fig. 4.6 – Microscopic images of mouse osteoblasts grown on Mg alloy
coated in PCL and uncoated after 1 day (a) and 3 days (b).
(Wong, Hoi Man, et al. "A biodegradable polymer-based coating to control the performance of magnesium alloy orthopaedic implants." Biomaterials 31.8 (2010): 2084-2096).
4.9.3 Studiul in vivo pe animale
4.9.3.1 Evaluarea radiografică
În Fig. 4.7 sunt reprezentate radiografiile unui trochanter mare al unui iepure după 1 săptămână, la 1 lună și la 2 luni după operație. Nu s-au format cavități gazoase și toate implantele au rămas intacte pe toată perioada implantării. Implantul nu a fost evidențiat clar la radiografia cu raze X, a fost nevoie de o metodă de evaluare mai avansată si anume micro-CT pentru observarea ratei de degradare a implantului (fig. 4.8). Morfologia coroziunii in vivo a implantului pe trochanterului mare la iepure, a fost studiată prin CT.
Pentru ambele tipuri de tije, coroziunea a fost evidențiata, cu porozitate crescută (HPL) și cu porozitate scăzută (LPM), acestea aflându-se în direct contact cu osul nou format, unde membrane PCL se afla în degradare. Witte et al. (Witte și col., 2005) a raportat că implantul din aliaj de Mg AZ91 pe un femur de porc de guineea, intramedular, a rezultat în apariția cavităților cu gaz în prima săptămână de la implantare, urmând a dispărea după 2-3 săptămâni, în timp ce în alt studiu, bulele au apărut în prima lună (Li Z și col., 2008). Diferența dintre acestea poate fi explicate prin diverse motive, modelul animal diferit, mărimea implantului și locul implantării.
Fig. 4.7 – Aspectul radiologic al implantului pe bază de Mg AZ91 învelit cu PCL și neînvelit la 1 săptămâna, 1 și 2 luni de la implantare
Fig. 4.7 – Radiological aspect of the Mg AZ91 implant coated with PCL and uncoated at 1 week, 1 and 2 months after implantation
(Wong, Hoi Man, et al. "A biodegradable polymer-based coating to control the performance of magnesium alloy orthopaedic implants." Biomaterials 31.8 (2010): 2084-2096).
Fig. 4.8 – Imagini de reconstrucție Micro-CT a marelui trochanter cu probe învelite si neinvelite (a, b, c) vedere transversală; (d, e, f) vedere coronaracoronal (g, h i) vedere3D
Fig. 4. 8 – Micro-CT reconstruction images of the large trochanter with coated and uncoated samples (a, b, c) transverse view; (d, e, f) coronaracoronal view (g, h i) view3D
(Wong, Hoi Man, et al. "A biodegradable polymer-based coating to control the performance of magnesium alloy orthopaedic implants." Biomaterials 31.8 (2010): 2084-2096).
4.9.3.2.Analiza histologica
A evidențiat o zonă de formare de țesut osos nou în jurul implantului (Fig. 4.11) și deși a fost decelată coroziune pe proba neînvelită și pe cele HPM la colorația histologică, confirmată apoi cu analiza micro-CT, nu s-a observat inflamație și nici necroza, ceea ce sugerează că nu au fost reacții toxice în țesuturile vecine. Aceasta a fost o indicație clară că proba învelită poate fi folosită în siguranță in vivo, având în vedere că odată ce membrana polimerică se degradează (Fig. 4.9), aliajul neinvelit s-ar degrada și el și nu induce efecte adverse în țesutul local (Wong, Hoi Man, și col., 2010).
Fig. 4.9 – Modele 3D de reconstrucție Micro –CT ale osului nou format (alb)
pentru implanturile neînvelită (a), învelită LPM (b) și învelită HPM (c)
Fig. 4.9 – Micro-CT Reconstruction models of the new bone formation (white)
uncoated (a), coated LPM (b) and uncoated HPM(c)
(Wong, Hoi Man, et al. "A biodegradable polymer-based coating to control the performance of magnesium alloy orthopaedic implants." Biomaterials 31.8 (2010): 2084-2096).
Determinările serologice nu arată diferențe în nivelul de Mg după implant nici pentru probele învelite și nici pentru cele neînvelite (Fig 4.10), și asta datorită reglării hemostatice realizate de rinichi (Witte și col., 2005; Vormann J, 2003). Apare un efect toxic al Mg doar dacă depășește 150 ppm, în aceste cazuri nu a depășit 20 ppm. În proba învelită PCL se reduce rata de eliberare a ionilor de Mg și permite o bună mentenanța homeostatică a nivelelor fiziologice ale Mg. Mai mult, datele indică ideea că după degradarea învelișurilor polimerice, deși implantul rămâne dezvelit, ionii de Mg eliberați din aceste implanturi neînvelite nu induc un nivel toxic al Mg.
Fig. 4.10 – Modificări ale nivelului de Mg seric înainte și după implant.
Fig. 4.10 – Changes in serum Mg before and after implantation.
(Wong, Hoi Man, et al. "A biodegradable polymer-based coating to control the performance of magnesium alloy orthopaedic implants." Biomaterials 31.8 (2010): 2084-2096).
Fig. 4.11 – Aspectele histologice a țesutului osos format în jurul implantului după 2 luni după implantarea în trohanterului mare unde săgețile indică osul nou format, iar cercurile reprezintă prezenta osteoblatelor (a) neînvelit, (b) învelită LPM și învelită HPM (c)
Fig. 4.11 – Histological aspects of bone tissue formed around the implant 2 months after implantation into the big trochanter where the arrows indicate the newly formed bone, and the circles represent the presence of osteoblasts. (a) uncoated, (b) coated LPM and coated HPM (c)
(Wong, Hoi Man, et al. "A biodegradable polymer-based coating to control the performance of magnesium alloy orthopaedic implants." Biomaterials 31.8 (2010): 2084-2096).
PARTEA a II-a
CERCETĂRI PROPRII
PART II
PERSONAL RESEARCH
PARTIE II
RECHERCHE PERSONELLES
CAPITOLUL IV
SCOPUL ȘI OBIECTIVELE CERCETĂRII
CHAPTER IV
THE PURPOSE AND THE OBJECTIVES OF THE RESEARCH
Cercetările personale s-au desfășurat în cadrul proiectului "Strategii terapeutice pentru îmbunătățirea răspunsului de vindecare a osului prin utilizarea de implanturi bioresorbabile, pe baza de magneziu, cu acoperiri bioactive" (Aconim BioCoatMag) din cadrul programului Parteneriate în Domenii Prioritare, subprogram "Proiecte Colaborative de Cercetare Aplicativă" PN-II-PT-PCCA-2013-4-2119, Direcția de Cercetare Biotehnologii. Partenerii în cadrul acestui proiect au fost Universitatea din București (coordonator), Universitatea Politehnică București (partener 1), Universitatea de Științe Agronomice și Medicină Veterinară București (partener 2), S.C. R&D Consultanță și Servicii S.R.L (partener 3) și S.C. Tehnomed CO S.A (partener 4).
Scopul proiectului a fost de a dezvolta o strategie biotehnologică nouă de obținere a implanturilor biodegradabile pe bază de magneziu. Pentru a depăși problemele ridicate de aliajele pe baza de magneziu s-au utilizat acoperiri bioactive de acetat de celuloză funcționalizate cu resveratrol și sericină în vederea îmbunătățirii capacității acestora de osteointegrare.
Studiile in vitro au demonstrat faptul că implanturile pe bază de Mg acoperite cu membrane de acetat de celuloză și funcționalizate cu resveratrol și sericină stimulează procesul de mineralizare în cultura de osteoblaste (teza doctorat Staras Adela 2018).
Cercetările personale (studiile in vivo) au reprezentat faza III a proiectului realizat de partenerul 2 și au avut ca obiective:
alegerea loturilor de animale și asigurarea condiților de microclimat pentru derularea studiilor in vivo;
selectarea unui protocol optim de anestezie generală inhalatorie pentru șobolanii Wistar (modelul experimental ales în cadrul proiectului) care să permită analgezie eficientă și recuperare rapidă după intervenția chirurgicală;
realizarea unui protocol optim de intervenție chirurgicală, cu timpi operatori preciși, astfel încât aceasta să se deruleze în maxim 20 minute, să nu fie însoțită de hemoragie și durere;
compararea (din punct de vedere radiologic și histopatologic) a trei tipuri de tehnici de producere a fracturii la nivelul femurului (fractura totală mediană diafizară efectuată cu ajutorul foarfecii chirurgicale, fracturi circulare în compacta diafizei femurului efectuate cu ajutorul bormașinei și fractura liniară în compacta diafizei femurului efectuată cu ajutorul Dental Unit);
introducerea aliajelor pe bază de magneziu acoperite (femur stâng) și neacoperite (femur drept) la nivelul focarului de fractură;
selectarea unui protocol de tratament post-operator, pe o perioadă de 6 zile, cu antibiotic și antiinflamator, pentru realizarea analgeziei necesare și prevenirea automutilării;
monitorizarea procesului de vindecare osoasă prin examene clinice zilnice și realizarea radiografiilor de control la 30 de zile, 90 de zile și 180 de zile;
recoltarea pieselor, prin dezarticulare (femur cu aliaje de magneziu acoperite și neacoperite) la 30 de zile, 90 de zile și 180 de zile;
efectuarea examenelor histo-patologice și interpretarea procesului de vindecare osoasă la 30 de zile, 90 de zile și 180 de zile.
CAPITOLUL V
MATERIALE ȘI METODE
CHAPTER V
MATERIALS AND METHODS
5.1 Implanturile pe bază de magneziu neacoperite și acoperite cu acetat de celuloză și funcționalizate cu resveratrol și sericină
Dezvoltarea aliajelor biodegradabile în calitate de implant este o provocare multidisciplinară întrucât libertatea în proiectarea unui aliaj trebuie să fie restrânsă la un domeniu al elementelor de aliere care sunt netoxice pentru organism și care asigură proprietățile mecanice cerute.
Un număr mic de elemente biocompatibile pot fi benefice din punct de vedere al proprietăților mecanice și al rezistenței la coroziune când sunt aliate cu Mg. Elemente din grupul Ca, Mn, Zr sunt elemente esențiale care pot fi metabolizate în corpul uman, prezintă proprietăți anti-carcinogene și ar trebui să fie prima alegere pentru a fi introduse în aliajele destinate implanturilor biodegradabile pe bază de Mg.
Elementele de aliere netoxice cum sunt Ca și Zr au potențial semnificativ de îmbunătățire a rezistenței la coroziune și de reducere a vitezei de degradare, făcând din aliajul metalic de Mg un material viabil pentru implanturi.
Studiul privind influența elementelor de aliere asupra caracteristicilor fizico-mecanice și funcționale ale aliajelor biodegradabile pe bază de Mg a scos în evidență faptul că prezența Mn, Ca și Zr în aliajele de Mg poate îmbunătăți semnificativ proprietățile lor fizice și mecanice prin: rafinarea structurii, îmbunătățirea rezistenței la coroziune, îmbunătățirea rezistenței mecanice, prin formarea de faze intermetalice și îmbunătățirea prelucrabilității.
Pe baza informațiilor dobândite din literatură s-a ales ca noul aliaj pe bază de Mg să conțină Ca, Mn și Zr în limite stabilite pe baza diagramelor de echilibru binare, în funcție de limitele lor de solubilitate în Mg și de influența acestor elemente asupra caracteristicilor mecanice ale aliajului și asupra comportării la coroziune în fluidul biologic. Pe baza acestor studii s-a stabilit compoziția noului aliaj biodegradabil cu compoziția Mg-1Ca-0,2Mn-0,6Zr (% de masă – tabel 1).
Tabel 1 – Analiza chimică a aliajului MgCaMnZr
Table 1 – Chemical analysis of MgCaMnZr alloy
Implanturile obținute din aliajele pe bază de Mg cu compoziția Mg-1Ca-0,2Mn-0,6Zr au avut diametrul de 2 mm și lungimea de 16 mm, cu o extremitate ascuțită (Fig. 5.1).
Aliajele pe bază de Mg prelucrate termo-mecanic au fost supuse tehnicilor de acoperire și funcționalizare. Derivatul optim a fost acetatul de celuloză (AC). Acetatul de celuloză, polimerul ales pentru acoperire, prezintă avantaje atât prin versatilitatea metodelor de sinteză a acoperirii, cât și prin faptul că în urma degradării in vivo eliberează preponderent glucoza și acid acetic, cu efecte minime asupra sitului de implantare.
Pentru funcționalizarea membranelor de acetat de celuloză cu sericină (Ser) s-a utilizat o soluție de 12% AC (grad de acetilare 67%) în dimetil formamidă – DMF (puritate analitică 99,96%), 5 mL de soluție fiind depuși într-un vas Petri cu diametrul de 10 cm, membranele fiind obținute prin evaporare de solvent la 50oC, timp de 24 h.
După formarea membranelor, acestea au fost spălate succesiv cu apă ultrapură și alcool etilic pentru îndepărtarea urmelor de solvent. După perfectarea reacției, membranele au fost spălate și păstrate în apă ultrapură, la rece, pentru a se evita formarea și proliferarea microorganismelor pe suprafața lor.
Pentru funcționalizarea membranelor de acetat de celuloză cu resveratrol (Res), acestea au fost tratate cu 20 mL soluție de Res 1% în apă deionizată în prezența a 2 mL soluție hidroxid de sodiu 0,1N la 37oC pentru 4 ore. Implanturile au fost individualizate și sterilizate separat la UV (Fig. 5.2).
Pentru studiile in vivo s-au utilizat 36 de implanturi:
18 implanturi pe bază de Mg neacoperite;
6 implanturi pe bază de Mg acoperite cu acetat de celuloză;
6 implanturi pe bază de Mg acoperite cu acetat de celuloză și funcționalizate cu resveratrol,
6 implanturi pe bază de Mg acoperite cu acetat de celuloză și funcționalizate cu sericină.
Implanturile pe baza de magneziu neacoperite au fost introduse în focarele de fractură produse la nivelul femurului drept. Implanturile pe bază de magneziu acoperite cu acetat de celuloză și funcționalizate cu resveratrol și sericină au fost introduse în focarele de fractură produse la nivelul femurului stâng. Pentru fiecare șobolan Wistar s-au efectuat 2 implanturi la nivelul celor două femure (femur drept implant neacoperit și femur stâng acoperit cu acetat de celuloză și funcționalizat cu resveratrol și sericină) pentru a compara procesul de degradare a aliajului pe baza aspectelor radiologice și a examenelor histo-patologice.
5.2 Șobolanii Wistar – modelul experimental
În cadrul cercetărilor au fost utilizate 18 animale (3 loturi cu câte 6 șobolani linia Wistar).
Lotul 1 (6 șobolani) pentru realizarea implanturilor pe bază de Mg acoperite cu acetat de celuloză, comparativ cu implantul pe bază de magneziu neacoperit.
Lotul 2 (6 șobolani) pentru realizarea implanturi pe bază de Mg acoperite cu acetat de celuloză și funcționalizate cu resveratrol comparativ cu implantul pe bază de magneziu neacoperit.
Lotul 3 (6 șobolani) pentru realizarea implanturi pe bază de Mg acoperite cu acetat de celuloză și funcționalizate cu sericină comparativ cu implantul pe bază de magneziu neacoperit.
Linia de șobolani Wistar (Clause, Bonnie Toucher, 1993) a fost dezvoltată în 1920 la Institutul Wistar din Statele Unite ale Americii, de unde a fost transferată în 1975 la Charles River Laboratories din Germania. În 2006, linia este adusă în Institutul Cantacuzino din România de la Charles River Germania.
Abrevierea internațională este Wistar, culoarea blănii (Fig. 5.3 și Fig. 5.4) este albă (albino) și datorită caracteristicile tulpinii (creștere rapidă, capacitate reproductivă foarte bună, ușor de contenționat și foarte docili (Fig. 5.5 și Fig. 5.6) sunt modele experimentale preferate în cercetare. Șobolanii Wistar sunt genetic non-consanguini.
În cadrul biobazei împerecherea la șobolanii Wistar (Fig. 5.7) se realizează în harem (un mascul și 4 femele). Durata gestației este de 19-21 de zile (Sharp P., Vilano J.S., 2012).. Numărul puilor la naștere pot fi 12-14 (Fig. 5.8 și Fig. 5.9). Puii sunt înțărcați la 21-23 de zile (Fig. 5.10).
Sistemul de adăpare este reprezentat de sticle din plastic. Sistemul de furajare (Fig. 5.11) este ad libitum, nutrețuri combinate granulate pentru șoareci produse de Institutul Cantacuzino, Stațiunea Băneasa (necesarul mediu zilnic este de 15 grame).
Așternutul este alcătuit din talaj și fîn uscat (Fig. 5.12).
Temperatura în cameră trebuie asigurată între 18-24 °C și umiditatea relativă să fie cuprinsă între 45 – 65%. Ciclul de lumină este de 12 ore zi și 12 ore noapte (Sharp P., Vilano J.S., 2012). Din punct de vedere experimental șobolanii Wistar sunt considerați o tulpină polivalentă (Hedrich H., 2004).
Fiind cea mai veche tulpină de șobolani utilizată în cercetare, toate domeniile de cercetare medicală i-au inclus în protocoalele sale (Sharp P., Vilano J.S., 2012).
Șobolanul Wistar este utilizat în cercetări de: farmacologie, toxicologie (Mynard R.L., și Noel Downes 2019), oncologie și pentru studii comportamentale.
5.3 Constituirea celor trei loturi, microciparea șobolanilor și asigurarea condiților de microclimat pentru derularea cercetărilor
Șobolanii Wistar cu vârsta de 4 luni, masculi și având greutatea de 250 grame, au fost examinați din punct de vedere clinic la alcătuirea celor 3 loturi. Fiecare lot a fost alcătuit din 6 șobolani. Pentru identificarea facilă aceștia au fost microcipați (Fig. 5.13 și Fig. 5.14).
Înaintea demarării experimentelor, timp de 14 zile, au fost monitorizați din punct de vedere al comportamentului alimentar, hidric și social.
Cazarea acestora s-a realizat în cuști de material plastic, cu hrănitori și adăpători standardizate(Sharp P., Vilano J.S., 2012). Așternutul din talaș și ierburi uscate a fost schimbat zilnic.
Hrana, la discreție a fost reprezentată de pelete și o varietate de legume și fructe (morcovi, dovlecei, castraveți, ardei gras, mere, pere, banane, prune, kiwi, portocale și mandarine).
Condițiile optime de cazare, microclimat și hrană diversificată sunt esențiale pentru o atmosferă fără stres în perioada de vindecare post-operatorie.
5.4 Protocolul de anestezie pentru șobolanii Wistar
Șobolanii Wistar sunt ușor de contenționat și foarte docili de aceea sunt modele experimentale preferate în cercetare (Sharp P., Vilano J.S., 2012). Pentru a selecta un protocol de anestezie în vederea intervenției chirurgicale, informațiile cu privire la constantele fiziologice (Sharp P., Vilano J.S., 2012) sunt foarte importante (tabel 2) și calea de administrare a medicației trebuie atent selectată (tabel 3).
Tabel 2 – Constantele fiziologice ale șobolanilor
Table 2 – Physiological conditions of rats
Tabel 3 – Căile de administrare ale medicamentelor la șobolani
Table 3 – Routes of administration of the drug in rats
Pentru un abord venos facil coada șobolanului trebuie încălzită (prin plasarea animalului sub lampa de lumină infraroșie timp de 10-15 minute, menținerea animalului într-un incubator la 35°C sau menținerea cozii în apă caldă (30-35°C) pentru 15 minute.
Premedicația anestezică
Șobolanii nu varsă și nu este recomandată dieta înaintea anesteziei datorită riscului crescut de evoluție a hipoglicemiei (Sharp P., Vilano J.S., 2012). Pentru șobolanii Wistar ca medicație preanestezică se pot utiliza: acepromazină, diazepam, midazolam, xilazină și medetomidină.
Analgezicele eficiente pentru șobolani sunt: butorfanol, carprofen, flunixin și meloxicam. Pentru inducția și menținerea anesteziei sunt preferate combinațiile: ketamină și xilazină sau ketamină și medetomidină(Sharp P., Vilano J.S., 2012)..
Pentru șobolanii selectați ca modele experimentale sunt utilizate frecvent două protocoale de anestezie.
Protocol I – Premedicație: Ketamină 40-80 mg/kg IP + Xilazină 5-10 mg/kg sau Ketamină 75-100 mg/kg + Medetomidină 0,5-1 mg/kg (pentru intervenții chirurgicale). Amestecul se administrează intraperitoneal într-o singură doză. Inducția și menținerea anesteziei: izofluran (5% pentru inducție) și 1-3% pentru menținere (Sharp P., Vilano J.S., 2012, Clark Kathy W., Cynthia M., 2013)
Antagonizarea pentru medetomidină sau xilazină se realizează cu Atipamezol 0,5 mg/kg SC.
Protocol II – Premedicație: Ketamină + Benzodiazepinice (Ketamină 60 mg/kg + Midazolam 0,4 mg/kg sau Ketamină 40 mg/kg + Diazepam 5 mg/kg. Amestecul se administrează intraperitoneal într-o singură doză). Inducția și menținerea anesteziei: izofluran (5% pentru inducție) și 1-3% pentru menținere (Sharp P., Vilano J.S., 2012)..
Analgezicele și antiiflamatoriile utilizate pentru șobolani sunt: Butorfanol 2 mg/kg SC, Carprofen 5-15mg/kg SC și Meloxicam 1-4 mg/kg SC sau IP (Clark Kathy W., Cynthia M., 2013).
5.4.1 Monitorizarea anesteziei și recuperarea post-anestezie
Indiferent de anestezicul utilizat, șobolanul trebuie monitorizat pentru a evita depresia cardiacă și respiratorie (Sharp P., Vilano J.S., 2012).. Anestezia insuficientă se caracterizează prin relaxare musculară slabă, mișcare ca răspuns la stimularea chirurgicală sau vocalizare în timpul unei proceduri chirurgicale. Parametrii care trebuie monitorizați (Sharp P., Vilano J.S., 2012) pentru șobolani în timpul anesteziei includ:
profunzimea anesteziei: evaluată de incapacitatea de a rămâne în poziție verticală, pierderea mișcării intenționate, pierderea reflexului mișcării, relaxarea musculară și pierderea răspunsului la stimularea reflexă;
rata respiratorie și tipul de respirație: evaluată prin observarea mișcărilor peretelui toracic și a abdomenului (rata normală de respirație pentru șobolanul în stare de repaus este de 150 respirații/minut, o rată scăzută la 50% este acceptabilă în timpul anesteziei);
culoarea mucoaselor trebuie să fie roz (nu gri, albastru sau alb).
Protecția corneei cu ajutorul unui gel oftalmic cu acid hialuronic este obligatorie. Acesta trebuie aplicat oricărui șobolan care primește anestezie injectabilă sau inhalatorie, pentru o perioadă mai lungă de 5 minute. Utilizarea pernei electrice sau administrarea de lichide încălzite (SC sau IP) în timpul sau după intervenția chirurgicală (rata de 5-20 ml/kg/oră) poate reduce la minimum pierderile de căldură și șocul hipotermic.
Fluidoterapia (soluții încălzite de ser fiziologic sau ringer lactat) este importantă pentru corectarea deficitelor de volum după intervențiile chirurgicale. Suportul nutrițional este esențial în perioada de recuperare post-operatorie. Mâncarea este plasată în cușcă imediat după operație pentru a încuraja animalele să mănânce.
5.5 Anestezia de elecție a șobolanilor în vederea realizării intervenției chirurgicale ortopedice
Intervențiile chirurgicale ortopedice sunt dureroase, de aceea s-a optat pentru o combinație de anestezice (Clark Kathy W., Cynthia M., 2013) administrate intra-peritoneal și inhalator, pentru analgezie eficientă. În vederea realizării abordului chirurgical, s-a realizat premedicația cu (ketamină 100 mg/ml (1,2 ml), dexdomitor 0,5 mg/ml (0,8 ml) și ser fiziologic 2 ml.
Rezultă un amestec de 4 ml și doza este de 0,25 ml/100 grame greutate vie, administrată intra-peritoneal (Fig. 5.15). Menținerea anesteziei (Sharp P., Vilano J.S., 2012). s-a realizat cu izofluran 1-1,5%, pe mască (Fig. 5.16). Monitorizarea funcțiilor vitale (puls și respirație) s-a realizat pe tot parcursul intervenției chirugicale (Fig. 5.17).
Șobolanilor li s-a asigurat menținerea temperaturii corporale cu ajutorul pernei electrice și fluidoterapia s-a realizat cu 5 ml ser fiziologic și 5 ml glucoză 10% administrată intravenos (Fig. 5.18).
5.6 Tehnica chirurgicală de abord a femurului
Pregătirea câmpului operator se realizează prin tunderea și raderea celor două regiuni ale coapselor și a a regiunii lombo-sacrate. Degresarea și dezinfectarea câmpului operator se realizează cu soluție de clorhexidină 3% și betadină (Fig. 5.19).
Izolarea zonei de abord chirurgical la nivelul coapsei se realizează cu ajutorul câmpurilor sterile adezive de unică folosință (Fig. 5.20).
Se realizează secționarea pielii la fața externă a coapsei, longitudinal, pe o lungime de 3 centimetri (Fig. 5.21). Țesutul conjunctiv este slab reprezentat (Fig. 5.22).
Se dilacerează bont, cu ajutorul forfecuței chirurgicale, musculatura coapsei (Fig. 5.23) și se evidențiază femurul (Fig. 5.24).
Musculatura se detașează cu ușurință de pe suprafața diafizei femurului. Se fixează musculatura coapsei cu ajutorul unui depărtător palpebral (Fig. 5.24).
5.7 Tehnica chirurgicală de producere a focarului de fractură la nivelul diafizei femurale
Focarul de fractură la nivelul femurului (Fig. 5.25) s-a realizat prin trei tehnici chirurgicale diferite: fractura totală diafizară mediană efectuată cu ajutorul foarfecii chirurgicale (Fig. 5.26 – linia albastră), fracturi circulare în compacta diafizei femurului efectuate cu ajutorul bormașinii (Fig. 5.27 – punctele galbene) și fractura liniară în compacta diafizei femurului efectuată cu ajutorul Dental Unit (Fig. 5.28 – linia verde).
Fractura totală mediană diafizară s-a realizat cu ajutorul foarfecii chirurgicale (Fig. 5.29 și Fig. 5.30) și hemoragia a fost prezentă.
Fracturile circulare în treimea mijlocie a compactei diafizei femurului s-au efectuat cu ajutorul bormașinei utilizând burghiul de 2 (Fig. 5.31 și Fig. 5.32).
Hemoragia de la nivelul fracturilor circulare (Fig. 5.33 si Fig. 5.34) este minimă în comparație cu cea înregistrată prin secționarea totală a femurului cu ajutorul foarfecii chirurgicale.
Fractura liniară în compacta diafizei femurului efectuată cu ajutorul Dental Unit (Fig. 5.35) a fost însoțită de hemoragie semnificativă (Fig. 5.36).
5.8 Tehnica chirurgicală de introducere a implantului pe bază de Mg în funcție de modul de producere a focarului de fractură la nivelul diafizei femurale
Aliajele neacoperite și aliajele acoperite cu membrană de acetat de celuloză și funcționalizate cu resveratrol și sericină sunt sterilizate, au diametrul de 2 mm și lungimea de 16 mm, cu o extremitate ascuțită. Se introduce aliajul neacoperit cu formula Mg-1Ca-0,2Mn-0,6Zr (% de masă) în femurul drept și cel acoperit cu membrană de acetat de celuloză și funcționalizat cu resveratrol și sericină în femurul stâng.
În fractura totală diafizară se realizează un traiect în lungimea femurului cu ajutorul burghiului de 2 și prin focarul de fractură creat se introduce implantul pe bază de magneziu (Fig. 5.37). Se realizează afrontarea capetelor osoase (Fig. 5.38).
După realizarea fracturilor circulare în compacta diafizei femurului cu ajutorul bormașinii, se realizează cu ajutorul burghiului de 2 un traiect în canalul medular al femurului, prin epifiza proximală (Fig. 5.39) și se introduce implantul pe bază de magneziu, cu ajutorul bormașinii (Fig. 5.40).
În fractura liniară realizată în compacta diafizei femurului cu ajutorul Dental Unit, implantul pe bază de magneziu s-a introdus în canalul medular femural cu ajutorul unei pense chirurgicale asemănator "unei cărți în bibliotecă" (Fig. 5.41 și Fig. 5.42).
Se suturează musculatura coapsei cu fir resorbabil (PDS 3/0), în fir continuu (Fig. 5.43) și pielea cu fir neresorbabil (nylon 4/0) în fir continuu (Fig. 5.44).
5.9 Efectuarea radiografiilor de control imediat postoperator
Imediat după intervenția chirurgicală se realizează radiografiile de control. Se realizează o expunere dorso-ventrală (Fig. 5.45) cu membrele posterioare în extensie și două expuneri medio-laterale (Fig. 5.46 și Fig. 5.47) pentru membrul stâng (în care s-a introdus implantul de magneziu acoperit cu acetat de celuloză și funcționalizat cu resveratrol și sericină) și membrul drept (în care s-a introdus implantul de magneziu neacoperit).
Radiologic se evidențiază focarul de fractură și aliajul cu aspect radiotransparent.
5.10 Monitorizarea și tratamentul post-operator
Trezirea după intervenția chirurgicală s-a realizat într-un interval de timp cuprins între 25 de minute și 40 de minute. După sistarea anesteziei inhalatorie șobolanii au fost cazați pe pad curat și încălziți cu ajutorul pernei electrice până la trezirea completă (Fig. 5.48). Șobolanii au avut activitate locomotorie normală, cu sprijin și aplomb normale. Hrana a fost pusă la dispoziție imediat după trezirea acestora.
Tratamentul post-operator (Sharp P., Vilano J.S., 2012) s-a realizat timp de 6 zile cu antibiotic (enroxil – 10 mg/kg GV, respectiv 2,5 mg/animal, administrat subcutanat și antiiflamator (metacam – 0,2 mg/kg GV, respectiv 0,05 mg/ animal) administrat subcutanat cu seringă de insulină.
Examenele clinice zilnice au evidențiat activitate motorie normală, aplomb normal și apetit prezent (Fig. 5.49). Șobolanii nu au prezentat durere și nici interes pentru plaga operatorie proprie sau a celorlați șobolani cazați în aceeasi cușcă. La nivelul plăgii operatorii nu s-au înregistrat hemoragii, dehiscențe sau acumulare de gaz.
Plaga operatorie s-a vindecat per primam, fără a fi necesar un tratament local. La 14 zile s-au îndepărtat firele de la nivelul pielii și cicatricea postoperatorie a fost vindecată, cu aspect suplu, elastic.
5.11 Evaluarea radiologică a procesului de vindecare a osului la 30 de zile, 90 de zile și 180 de zile
Radiografiile de control au fost efectuate la 30 de zile, 90 de zile și 180 de zile de la realizarea implantului. Pentru fiecare șobolan s-a efectuat câte o expunere medio-laterală pentru fiecare membru posterior pentru compararea aspectului radiologic al focarului de fractură și al procesului de vindecare osoasă în funție de tipul implantului utilizat (acoperit sau neacoperit).
În fracturile totale mediane s-a evidențiat o mobilizare a focarului de fractură (Fig. 5.50 și Fig. 5.51), cu toate că șobolanii nu prezentau durere, șchiopătură sau modificări de aplomb. Aceasta s-a datorat faptului că aliajul este elastic și cu o lungime de 16 mm. Calusul exuberant format nu a deformat zona și nici nu a produs șchiopătură.
La șobolanii la care s-au produs fracturi circulare în compacta diafizei femurului cu ajutorul bormașinii aspectul radiologic la 30 de zile de la implantare a evidențiat o deformare a compactei femurului (Fig. 5.52 și Fig. 5.53).
La șobolanii la care s-a produs fractura liniară în compacta diafizei femurului cu ajutorul Dental Unit, aspectul radiologic la 30 de zile de la implantare a evidențiat zonă de radiotransparență în treimea proximală a compactei diafizare a femurului cu prezența bioimplantului (radioopacitate ușor crescută) la nivelul canalului medular. (Fig. 5.54 și Fig. 5.55).
5.12 Recoltarea pieselor, prin dezarticulare (femur cu aliaje acoperite și neacoperite) la 30 de zile, la 90 de zile și la 180 de zile
În vederea recoltării pieselor, s-a realizat premedicația cu (ketamină 100 mg/ml (1,2 ml), dexdomitor 0,5 mg/ml (0,8 ml) și ser fiziologic 2 ml. Rezultă un amestec de 4 ml și doza este de 0,25 ml/100 grame greutate vie, administrată intra-peritoneal. După obținerea anesteziei se realizează euthanasia cu T61 (administrată intraperitoneal 0,3 ml/șobolan).
Degresarea și dezinfectarea cu soluție de clorhexidină 3% și betadină a câmpului operator. Se secționează pielea la fața externă a coapsei, longitudinal, pe o lungime de 3 centimetri (Fig. 5.56). Se dilacerează bont, cu ajutorul forfecuței chirurgicale, musculatura coapsei și se evidențiază femurul. Se recoltează prin dezarticulare femurul (Fig. 5.57) și se introduce în soluție de formaldehidă 10%.
Identificarea probelor (Fig. 5.58 și Fig. 5.59) este foarte importantă pentru că din punct de vedere macroscopic, la nivelul focarului de fractură nu există diferențe.
Tehnica de prelucrare!!! 5.60 – 5.65 – 6 fotografii
5.13 Efectuarea examenelor histo-patologice și interpretarea procesului de vindecare osoasă la 30de zile și la 180 de zile
Examenul histopatologic efectuat la 30 de zile pe probele cu implant neacoperit: periost sever deformat cu metaplazie cartilaginoasă și osoasă, prezentând numeroase capilare de neoformație, fibroblaste active și fibre de colagen dense, orientate; țesutul compact este slab reprezentat, deformat, cu suprafața anfractuoasă; țesutul spongios prezintă lacunele osoase ocupate de țesut hematopoietic; la periferie, în zona de exostoză, țesutul medular este înlocuit de țesut fibros.
Examenul histopatologic efectuat la 30 de zile pe probele cu implant acoperit cu membrană de acetat de celuloză: periost neregulat, abundent, ocazional cu zone de metaplazie cartilaginoasă, fibroblaste active și fibre de colagen anarhic orientate; țesutul compact este slab reprezentat, neregulat, cu distorsionări și numeroase lacune cu țesut hematopoietic; țesut spongios slab reprezentat; canal medular ocupat de măduvă hematopoietică, având în zona centrală fibre de colagen orientate, dispuse în benzi concentrice.
Examenul histopatologic efectuat la 180 de zile pe probele cu implant neacoperit: periost fără modificări; țesut osos compact discret neregulat; țesut osos spongios compresat, ocazional fragmentat cu pierderea detaliilor structurale și oxifilie crescută (necroză moderată către severă), spre periferie cu depunere de material granular hiperbazofil; canal medular ocupat de măduvă hematopoietică, fără modificări.
Examenul histopatologic efectuat la 30 de zile pe probele cu implant acoperit cu membrană de acetat de celuloză: periost fără modificări; țesut compact fără modificări; țesut osos spongios bine reprezentat, ocazional compresat, având în zona centrală lamele fine de țesut condensat, oxifil, cu depunere de material granular hiperbazofil; canal medular ocupat de măduvă hematopoietică, fără modificări.
Figurile 5.60 -5.65
CAPITOLUL VI
REZULTATE ȘI DISCUȚII
CHAPTER VI
RESULTS AND DISCUSSIONS
6.1 Modelul experimental 1 – Implanturi de magneziu acoperite cu acetat de celuloză comparativ cu implanturile de magneziu neacoperite
Lotul 1 a fost alcătuit din 6 șobolani Wistar. La 4 șobolani din lot s-au realizat fracturi totale diafizare (Fig. 6.1), la 2 șobolani s-au realizat fracturi circulare în compacta femurului (Fig. 6.2 și Fig. 6.3 ). Implanturile cu lungimea de 16 mm și diametrul de 2 mm (Fig. 6.4) neacoperite au fost introduse în femurul drept și cele acoperite cu acetat de celuloză au fost introduse în femurul stâng.
După realizarea intervenției chirurgicale s-au efectuat radiografiile de control care au evidențiat în fracturile totale diafizare ușoară mobilizare a capetelor osoase așa cum se observă în figurile 6.5 – 6.12.
Radiografiile de control efectuate imediat post operator la șobolanii cu fracturi circulare realizate în compacta femurului au evidențiat zone de radiotransparență reprezentând focarele de fractură.
Adiacent focarelor de fractură se mai pot observa zone de radiotransparență în țesuturile moi cauzate de prezența sângelui, așa cum reiese din figurile 6.13 și 6.14.
Radiografiile de control efectuate la 30 de zile de la realizarea implanturilor la șobolanii la care s-au produs fracturi totale diafizare femurale au evidențiat menținerea liniilor de fractură și ruperea implanturilor consecutiv mobilității excesive a fragmentelor osoase.
Deasemenea se observă reacție periostală adiacentă focarului de fractură, după cum reiese din figurile 6.15-6.22. În plus la șobolanul 4 se observă îndepărtarea fragmentelor osoase cu menținerea liniei radiotransparente și după 30 de zile de la intervenția chirurgicală.
Datorită elasticității materialului utilizat nu s-a putut realiza o coaptare corespunzătoare a fragmentelor osoase ceea ce a determinat o mobilitate exagerată a focarului de fractură. Consecutiv acestei mobilități s-a produs ruperea bioimplantului.
COMENTARIU sa umplem pagina
COMENTARIU???
Radiografiile de control efectuate la 30 de zile de la realizarea implanturilor la șobolanii la care s-au produs fracturi circulare în compacta femurului au evidențiat menținerea bioimplantului în poziția inițială, reducerea focarelor de fractură produse și o ușoară reacție periostală tradusă radiografic printr-o creștere a grosimii compactei diafizare pe partea posterioară a femurului (drept sau stâng în funcție de caz).
Modificările survenite sunt sugestiv reprezentate în figurile 6.23 și 6.24.
La 30 de zile de la realizarea implantului s-au recoltat femurele pentru examenul histopatologic. La șobolanii cu fracturi totale diafizare zona de fractură prezenta calus fibros exagerat (Fig. 6.25 și Fig. 6.26). COMENTARII…..
În cazul fracturilor circulare (Fig. 6.27 și Fig. 6.28)., compacta femurului prezenta…
HISTOPAT FIG. 6.29-6.38 (10 FOTOGRAFII)
Radiografiile de control efectuate la 90 de zile de la realizarea implanturilor la șobolanii la care s-au produs fracturi totale diafizare femurale (figurile 6.39 și 6.40) au evidențiat formarea unui calus deformant cu aspect neuniform, angularea razelor osoase consecutiv mobilității excesive a focarului de fractură și dispariția bioimplantului introdus în canalul medular.
Radiografiile de control efectuate la 90 de zile de la realizarea implanturilor la șobolanii la care s-au produs fracturi circulare în compacta femurală (figurile 6.41 și 6.42) au evidențiat reducerea dimensiunii focarelor de fractură și prezența resturilor de bioimplant în canalul medular. În plus, se observă menținerea îngroșării compactei diafizare adiacent focarului de fractură.
HISTOPAT FIG. 6.43-6.48 (6 FOTOGRAFII)
In figurile 6.49 și 6.50 sunt prezentate aspectele radiografice obținute la 180 de zile de la realizarea implanturilor la șobolanii cu fracturi totale diafizare femurale. Datorită mobilității excesive a fragmentelor osoase pe fondul ruperii bioimplantului utilizat s-a constatat apariția unui calus exuberant și deplasarea capetelor osoase.
Radiografiile de control, prezentate în figurile 6.51 – 6.54, efectuate la 180 de zile de la realizarea implanturilor la șobolanii la care s-au produs fracturi circulare în compacta femurală au evidențiat resorbția implantului și remodelarea osoasă caracterizată radiografic de prezența unei densități neomogene la nivelul focarului de fractură.
Macro 6.55-6.56
HISTOPAT la 6 luni acetat de celuloza FIG. 6.57-6.64 (8 FOTOGRAFII)
6.2 Modelul experimental 2 – Implanturi acoperite cu acetat de celuloză și funcționalizate cu resveratrol comparativ cu implanturile de magneziu neacoperit
Lotul 2 a fost alcătuit din 6 șobolani Wistar. La toți cei 6 șobolani din lot s-au realizat fracturi liniare în compacta femurului cu ajutorul Dental Unit (Fig. 6.65). S-a recurs la această metodă de realizare a focarului de fractură urmarea rezultatelor obținute în cazul fracturilor totale mediane diafizare (mobilizarea focarului de fractură și dezvoltarea calusului exagerat).
Implanturile pe bază de magneziu, neacoperite au fost introduse în femurul drept și cele acoperite cu acetat de celuloză și funcționalizate cu resveratrol au fost introduse în femurul stâng. Metoda de introducere a implanturilor în focarul de fractură a fost asemănător introducerii "unei cărți în bibliotecă" (Fig. 6.66).
Radiografiile de control efectuate imediat post operator au evidențiat: COMENTARII cu trimitere la Fig.
Radiografiile de control la 30 de zile de la realizarea implantului pe baza de magneziu acoperit cu acetat de celuloză și funcționalizat cu resveratrol au evidențiat diferente majore între cele două tipuri de aliaje. COMENTARII CU TRIMITERE LA FIG.
S-au recoltat prin dezarticulare femurele la 30 de zile de la implantare și examinarea din punct de vedere macroscopic a focarului de fractură a evidențiat diferențe majore. (Fig. 6.79).
HISTOPAT la 30 zile implant pe baza de magneziu acoperit cu acetat de celuloza și funcționalizat cu resveratrol FIG. 6.80-6.87 (8 FOTOGRAFII)
Radiografiile de control la 90 de zile de la realizarea implantului pe baza de magneziu acoperit cu acetat de celuloză șifuncționalizat cu resveratrol au evidențiat diferente majore între cele două tipuri de aliaje. COMENTARII CU TRIMITERE LA FIG.
HISTOPAT la 90 zile implant pe baza de magneziu acoperit cu acetat de celuloza și funcționalizat cu resveratrol FIG. 6.90-6.97 (8 FOTOGRAFII)
Radiografiile de control efectuate la 180 de zile de la realizarea implantului pe baza de magneziu acoperit cu acetat de celuloză șifuncționalizat cu resveratrol au evidențiat diferente majore între cele două tipuri de aliaje. COMENTARII CU TRIMITERE LA FIG.
HISTOPAT la 180 zile implant pe baza de magneziu acoperit cu acetat de celuloza și funcționalizat cu resveratrol FIG. 6.100-6.105 (8 FOTOGRAFII)
6.3 Modelul experimental 3 – Implanturi acoperite cu acetat de celuloză și funcționalizate cu sericină comparativ cu implanturile de magneziu neacoperit
Lotul 3 a fost alcătuit din 6 șobolani Wistar. La toți cei 6 șobolani din lot s-au realizat fracturi liniare în compacta femurului cu ajutorul Dental Unit. S-a recurs la această metodă de realizare a focarului de fractură urmarea rezultatelor obținute în cazul fracturilor totale diafizare (mobilizarea focarului de fractură și dezvoltarea calusului exagerat).
Implanturile pe bază de magneziu, neacoperite (Fig. 6.106). au fost introduse în femurul drept și cele acoperite cu acetat de celuloză și funcționalizate cu sericină au fost introduse în femurul stâng (Fig. 6.107). Metoda de introducere a implanturilor în focarul de fractură a fost asemănător introducerii "unei cărți în bibliotecă"
Radiografiile de control efectuate imediat post operator au evidențiat: COMENTARII cu trimitere la Fig.
Radiografiile de control efectuate la 90 de zile post operator au evidențiat: COMENTARII cu trimitere la Fig.
HISTOPAT la 90 zile implant pe baza de magneziu acoperit cu acetat de celuloza și funcționalizat cu sericina FIG. 6.114-6.121 (8 FOTOGRAFII)
Radiografiile de control efectuate la 180 de zile post operator au evidențiat: COMENTARII cu trimitere la Fig.
HISTOPAT la 180 zile implant pe baza de magneziu acoperit cu acetat de celuloza și funcționalizat cu sericina FIG. 6.124-6.131 (8 FOTOGRAFII)
5. CONCLUZII
1. Realizarea implatului la nivelul femurului a aliajului neacoperit cu formula Mg-1Ca-0,2Mn-0,6Zr (% de masă) și a implantului cu formula Mg-1Ca-0,2Mn-0,6Zr (% de masă) acoperit cu membrană de acetat de celuloză, s-a realizat fără complicații urmarea protocolului optim de anestezie și abord chirurgical.
2. Monitorizarea clinică zilnică și radiografiile de control efectuate la 14, 30, 60 și 180 de zile au evidențiat toleranța în țesut a celor două aliaje.
3. Important de menționat este faptul că aliajul nu este radioopac.
4. Urmarea faptului că implatul a avut o lungime de 80 mm, s-a produs mobilizarea focarului de fractură (când fractura a fost produsă prin secțiune totală, transversală, în treimea medie a femurului) și realizarea unui calus exagerat, care nu a afectat funcția motorie pe membrele posterioare. Urmarea acestui fapt, s-a decis efectuarea fracturilor longitudinale și realizarea implantului prin extremitarea proximală a femurului.
5. Din punct de vedere radiologic, în procesul de vindecare, nu au existat diferențe între cele două tipuri de aliaj.
6. Examenul histopatologic a evidențiat diferențe semnificative între cele două tipuri de aliaj, astfel: la 30 de zile, diferențele între cele două tipuri de implant sunt minime către moderate, în favoarea celui acoperit. În ambele cazuri a fost constatată necroza țesutului spongios în zona de implant, observându-se depozite variabile de material granular hiperbazofil (mineral) – posibil reminescențe ale implantului. Modificările prezente au fost mai accentuate în cazul implantului neacoperit (necroză moderată către severă). Suplimentar, la nivelul țesutului spongios, în cazul implantului neacoperit a fost descrisa o reacție fibroasă mai accentuată față de implantul acoperit.
La 180 de zile se observă absența materialului implantat, a reacției de tip inflamator sau infecțios (bacterian), ceea ce sugerează o bună tolerabilitate a materialului implantat. Periostul este modificat sever, ocazional cu metaplazie cartilaginoasă și osoasă (artefact de implantare) reacție mai accentuată la implantul neacoperit (diferență discretă). Nu au fost prezente modificări la nivelul periostului, țesutului compact și canalului medular. De asemenea, nu au fost observați agenți patogeni sau reacție de tip inflamator.
Bibliografie:
AGHION E, LEVY G, OVADIA S., 2012: In vivo behaviour of biodegradable Mg-Nd-Y-Zr-Ca alloy. J Mater Sci Mater Med.;23(3):805-812.
ANDERSON JM, RODRIGUEZ A, CHANG DT., 2008: Foreign body reaction to biomaterials. Semin Immunol.;20:86-100.
ANDREWS EW., 1917: Absorbable metal clips as substitutes for ligatures in wound closure. JAMA 28, 278–281Crossref, Google Scholar
ARAMWIT P, TOWIWAT P, SRICHANA T., 2013: Anti-inflammatory Potential of Silk Sericin. Nat Prod Commun. 2013;8:501-504.
ASCHNER M, GUILARTE TR, SCHNEIDER JS, ZHENG W., 2007: Manganese: Recent advances in understanding its transport and neurotoxicity. Toxicol Appl Pharmacol 221, 131–147 Crossref, Google Scholar
AVEDESIAN MM., 1999: Magnesium and Magnesium Alloys. ASM International, Materials Park, OH Google Scholar
BACH FW, SCHAPER M, JASCHIK C., 2003: Influence of lithium on hcp magnesium alloys. Mater Sci Forum 419–422, 1037–1042 Crossref, Google Scholar
BADAWY WA, HILAL NH, EL-RABIEE M, NADY H., 2010: Electrochemical behavior of Mg and some Mg alloys in aqueous solutions of different pH. Electrochim Acta 55, 1880–1887 Crossref, Google Scholar
BAKHSHESHI-RAD, H. R., ET AL., 2018: Titania-carbon nanotubes nanocomposite coating on Mg alloy: microstructural characterisation and mechanical properties. Materials Science and Technology 34.4: 378-387.
BARFIELD W, COLBATH G, DESJARDINS JD, YUEHUEI HA, HARTSOCK LA., 2012: The potential of magnesium alloy use in orthopaedic surgery. Curr Pract Orthop Surg 23, 146–150 Crossref, Google Scholar
BERGLUND IS, BRAR HS, DOLGOVA N, ET AL., 2012: Synthesis and characterization of Mg-Ca-Sr alloys for biodegradable orthopedic implant applications. J Biomed Mater Res B Appl Biomater.;100(6):1524-1534.
BERGLUND IS., 2010: Master thesis – Design and Evaluation of a Biodegradable Magnesium Alloy for use as an Implant Material
BORNAPOUR M, CELIKIN M, CERRUTI M, PEKGULERYUZ M., 2014: Magnesium implant alloy with low levels of strontium and calcium: The third element effect and phase selection improve bio-corrosion resistance and mechanical performance. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl.;35: 267-282.
BORODKIN VS, SAVITSKY E, SIVASH KM, STROGANOV GB, TEREKHOVA V, TIKHOVA NM, VOLKOV MV., 1972: Magnesium-base alloys for use in bone surgery. US Patent No. 3687135A Google Scholar
BOSS, J. H., AND I. MISSELEVICH., 2003: Osteonecrosis of the femoral head of laboratory animals: the lessons learned from a comparative study of osteonecrosis in man and experimental animals. Veterinary pathology 40.4: 345-354.
BÖSTMANN O., 1992: Polimeric debris from absorbable poliglocoide screws and pins intraosseus migation studied in rabbits. Acta Ortop Scand 1992;63:555-559.
BOWEN PK, DRELICH J, GOLDMAN J, 2013: Zinc exhibits ideal physiological corrosion behavior for bioabsorbable stents. Adv Mater 25, 2577–2582 Crossref, Google Scholar
BRAR HS, WONG J, MANUEL MV., 2012: Investigation of the mechanical and degradation properties of Mg-Sr and Mg-Zn-Sr alloys for use as potential biodegradable implant materials. J Mech Behavr Biomed Mater.;7:87-95.
BRUNO Z, PETER JU, JÖRG FL, 2009: MgZnCa glasses without clinically observable hydrogen evolution for biodegradable implants. Nat Mater 8, 887–891 Crossref, Google Scholar
CASTELLANI C, LINDTNER RA, HAUSBRANDT P, ET AL., 2011: Bone–implant interface strength and osseointegration: biodegradable magnesium alloy versus standard titanium control. Acta Biomaterialia.;7(1):432-440.
CHA P-R, HAN H-S, YANG G-F, KIM Y-C, HONG K-H, LEE S-C., 2013: Biodegradability engineering of biodegradable Mg alloys: Tailoring the electrochemical properties and microstructure of constituent phases. Sci Rep.;3(3):67-2373.
CHAI H, GUO L, WANG X, GAO X, LIU K, FU Y, GUAN J, TAN L, YANG K, 2011: In vitro and in vivo evaluations on osteogenesis and biodegradability of a beta-tricalcium phosphate coated magnesium alloy. J Biomed Mater Res A 100, 293–304 Google Scholar
CHEN F, ZHOU H, YAO B, QIN Z, ZHANG Q., 2007: Corrosion resistance property of the ceramic coating obtained through microarc oxidation on the AZ31 magnesium alloy surfaces. Surf Coat Technol.;201(9–11):4905–8.
CHEN Y, XU Z, SMITH C, SANKAR J., 2014: Recent advances on the development of magnesium alloy for biodegradable implants. Acta Biomaterialia.;10:4561-4573.
CHEN Z, KLEIN T, MURRAY RZ, CRAWFORD R, CHANG J, WU C, XIAO Y., 2016: Osteoimmunomodulation for the development of advanced bone biomaterials. Mater Today.;19(6):304-321.
CHLUMSKY V, 1907: Beiträge zur Darmknopffrage [Contribution to the intestine]. Mitt Grenzgebieten Med Chir 3, 416–451 Google Scholar
CHLUMSKY V, 1900: Über die Wiederherstellung der Beweglichkeit des Gelenkes bei Ankylose [On restoring the mobility of the joint with ankyloses]. Centralblatt Chir 27, 921–925 Google Scholar
CIMPEAN A, MITRAN V, CIOFRANGEANU CM, GALATEANU B, BERTRAND E, GORDIN DM, IORDACHESCU D, GLORIANT T., 2015: Osteoblast cell behavior on the new beta-type Ti-25Ta25Nb alloy. Mater Sci Eng C.;32(6):1554-1563.
CLARKE B., 2008: Normal Bone Anatomy and Physiology. Clin J Am Soc Nephrol.;3:131-139.
CLARKE, KATHY W., AND CYNTHIA M. TRIM., 2013: Veterinary Anaesthesia E-Book. Elsevier Health Sciences
CLAUSE, BONNIE TOCHER, 1993: The Wistar rat as a right choice: Establishing mammalian standards and the ideal of a standardized mammal. Journal of the History of Biology 26.2: 329-349.
DAI Z, LI Y, QUARLES LD, SONG T, PAN W, ZHOU H, XIAO Z., 2007: Resveratrol enhances proliferation and osteoblastic differentiation in human mesenchymal stem cells via ER-dependent ERK1/2 activation. Phytomedicine.;14:806-814.
DEGARMO PE., 1979: Materials and Processes in Manufacturing. Collin Macmillan, New York, USA Google Scholar
DENKENA B, WITTE F, PODOLSKY C, LUCAS A., 2005: Degradable implants made of magnesium alloys. Proc of 5th euspen International Conference-Montpellier- France
DU H, WEI ZJ, LIU XW, ZHANG EL, 2011: Effects of Zn on the microstructure, mechanical property and bio-corrosion property of Mg–3Ca alloys for biomedical application. Mater Chem Phys 125, 568–575 Crossref, Google Scholar
DZIUBA D, MEYER-LINDENBERG A, SEITZ JM, WAIZY H, ANGRISANI N, REIFENRATH J., 2012: Long-termin vivo degradation behaviuor and biocompatibility of the magnesium alloy ZEK100 for use as a biodegradable bone implant. Acta Biomater.
ERDMANN N, ANGRISANI N, REIFENRAHT J, LUCAS A, THOREY F, BORMANN D, ET AL., 2011: Biomechamical testing and degradation analysis of MgCa0,8 alloy screws: a comparative in vivo study in rabbits. Acta Biomaterialia;7:1421-1428.
ERDMANN N, BONDARENKO A, HEWICKER-TRAUTWEIN M, ANGRISANI N, REIFENRATH J, LUCAS A, MEYER-LINDENBERG A, 2010: Evaluation of the soft tissue biocompatibility of MgCa0.8 and surgical steel 316L in vivo: A comparative study in rabbits. Biomed Eng Online 9, 63 Crossref, Google Scholar
FAGALI, NATALIA S., ET AL., 2015: Cytotoxicity of corrosion products of degradable Fe-based stents: Relevance of pH and insoluble products. Colloids and Surfaces B: Biointerfaces 128: 480-488.
FAN X, LIU Y, XU Z, ET AL., 2011: Preparation and characterization of 8YSZ thermal barrier coatings on rare earth-magnesium alloy. J Therm Spray Technol.;20:948–957.
FAN X, WANG Y, ZOU B, ET AL., 2014: Preparation and bond properties of thermal barrier coatings on mg alloy with sprayed Al or diffused Mg-Al intermetallic interlayer. J Therm Spray Technol.;23:304–316.
FERREIRA PC, PIAI KDE A, TAKAYANAGUI AM, SEGURA-MUNOZ SI., 2008: Aluminum as a risk factor for Alzheimer’s disease. Rev Lat Am Enfermagem 16, 151–157 Crossref, Google Scholar
FONTENIER G, FRESCHARD R, MOUROT M., 1975: Study of the corrosion în vitro and in vivo of magnesium amodes involved în an implantable bioelectric battery. Med Biol Eng;13(5):683–9.
FORGHANI SM, GHAZALI MJ, MUCHTAR A, et al., 2014: Mechanical properties of plasma sprayed nanostructured TiO2 coatings on mild steel. Ceram Int. 40:7049–7056.
FRIEDRICH HE, MORDIKE BL., 2005: Magnesium Technology – Metallurgy, Design Date, Applications. Springer-Verlag, Berlin – Heidelberg – New York Google Scholar
FRIEDRICH HE, MORDIKE BL., 2006: Magnesium Technology. Springer-Verlag, Berlin – Heidelberg Google Scholar
FROMHERZ K., 1909: Über die Resorption des parenteral beigebrachten metallischen Magnesiums und dessen Einfluß auf den Kalkstoffwechsel. Z Chir:210–30.
FROST HM., 1989: The biology of fracture healing. Clin Ortop Relat Res;248:283-293.
FU J, YAMAMOTO A, KIM HY, HOSODA H, MIYAZAKI S., 2015: Novel Ti-base superelastic alloys with large recovery strain and excellent biocompatibility. Acta Biomaterialia;17:56-67.
GLASS E, 1926: Klinische und experimentelle Untersuchungen uber die Payrsche Magnesiumpfeil behandlung von Angiomen [Clinical and experimental studies of the Payr’s magnesium wires in treatment of angiomas]. Deut Z Chir 194, 352–366 Crossref, Google Scholar
GOSSRAU G, inventor I.G. Farbenindustrie Akt.-Ges. in Frankfurt, Main, assignee, 1935: Nähmaterial aus Magnesiumdrähten für chirurgische Zwecke. Germany.
GRAY JE, LUAN B., 2002: Protective coatings on magnesium and its alloy – a critical review. J Alloy Compd.;336:88-113.
GRAY-MUNRO JE, SEGUIN C, STRONG M., 2009: Influence of surface modification on the in vitro corrosion rate of magnesium alloy AZ31. J Biomed Mater Res.;91(1):221-230.
GROVES E, 1913: An experimental study of the operative treatment of fractures. Br J Surg 1, 438–501 Crossref, Google Scholar
GU X, ZHENG Y, CHENG Y, ZHONG S, XI T., 2009: In vitro corrosion and biocompatibility of binary magnesium alloys. Biomaterials. 30:484-498
GU XN, XIE XH, LI N, ZHENG YF, QIN L., 2012: In vitro and in vivo studies on a Mg-Sr binary alloy system developed as a kind of biodegradable metal. Acta Biomaterialia; 8(6):2360-2374.
GU XN, ZHENG Y., 2010: A review on magnesium alloys as biodegradable materials, Front. Mater. Sci. China 4;111–115.
GU XN, ZHENG YF, LAN QX, CHENG Y, ZHANG ZX, XI TF, ZHANG DY., 2009: Surface modification of an Mg-1Ca alloy to slow down its biocorrosion by chitosan. Biomed Mater. 4: 044109, doi: 10.1088/1748-6041/4/4/044109.
GUO Y, CHEN D, CHENG M, LU W, WANG L, ZHANG X., 2013: The bone tissue compatibility of a new Ti35Nb2Ta3Zr alloy with a low Young's modulus. Int J Mol Med. 2013;31:689-697.
HAHN BD, PARK DS, CHOI JJ, RYU J, YOON WH, CHOI JH, KIM HE, KIM SG., 2011: Aerosol deposition of hydroxyapatite-chitosan composite coatings on biodegradable magnesium alloy. Surf Coat Technol. 2011;205:3112-3118.
HAN J, WAN P, GE Y, FAN X, TAN L, LI J, YANG K., 2016: Tailoring the degradation and biological response of a magnesium–strontium alloy for potential bone substitute application. Mater Sci Eng C 58, 799–811 Crossref, Google Scholar
HANZI AC, GUNDE P, SCHINHAMMER M, UGGOWITZER PJ., 2009: On the biodegradationperformance of an Mg-Y-RE alloy with various surface conditions in simulated body fluid. Acta Biomaterialia;5:162-171.
HEDRICH, HANS, ed. 2004: The laboratory mouse. Academic Press
HENSCHEN C, GERLACH W., 1934: Spektrographische Untersuchungen über die von metallischen Fremdkörpern (Allenthesen) ausgehenden Metallosen der Gewebe, besonders der Knochen. Zentralblatt Chir;61(14):828–37.
HOFFHEINZ S, DIMITROFF N., 1928: Experimentelle Studie uber die Resorption parental zugefuhrten metallischen Magnesiums [Experimental study of the absorption parentally fed metallic magnesium]. Deut Z Chir 208, 346–353 Crossref, Google Scholar
HOFSTETTER J, MARTINELLI E, POGATSCHER S, SCHMUTZ P, POVODEN-KARADENIZ E, WEINBERG AM, UGGOWITZER PJ, LÖFFLER JF., 2015: Influence of trace impurities on the in vitro and in vivo degradation of biodegradable Mg–5Zn–0.3Ca alloys. Acta Biomater 23, 347–353 Crossref, Google Scholar
HÖPFNER E, 1903: Ueber Gefässnaht, Gefässtransplantation und Replantation von amputierten Extremitäten [About vascular suture, vascular transplantation and replantation of amputated limbs]. Arch Klin Chir 70, 417–471 Google Scholar
HORT N, HUANG Y, FECHNER D, STORMER M, BLAWERT C, WITTE F, ET AL., 2010: Magnesium alloys as implant material – principles of property design for Mg-RE alloys. Acta Biomaterialia; 6:1714-1725.
HUAN Z, LEEFLANG M, ZHOU J, FRATILA-APACHITEI L, DUSZCZYK J., 2010: In vitro degradation behavior and cytocompatibility of Mg–Zn–Zr alloys. J Mater Sci Mater Med 21, 2623–2635 Crossref, Google Scholar
HUEHNERSCHULTE TA, REIFENRATH J, VON RECHERBERG B ET AL., 2012: In vivo assessment of the host reactions to the biodegradation of the two novel magnesium alloys ZEK 100 and AX30 in an animal model. Biomed Eng Online. 11:14.
HUEHNERSCHULTE TA., 2011: In vivo corrosion of two nowel magnesium alloys ZEK100 and AX30 and their mechanical suitability as biodegradable implants. Materials 1144-1167.
IBASCO S, TAMIMI F, MESZAROS R, NIHOUANNEN DE, ET AL., 2009: Magnesium-sputtered titanium for the formation of bioactive coatings. Acta Biomaterialia 5:2338-2347.
ION R, LUCULESCU C, CIMPEAN A, MARX P, GORDIN DM, GLORIANT T., 2016: Nitride coating enhances endothelialization on biomedical NiTi shape memory alloy. Mater Sci. 62:686–691.
JAGODZINSKI M, KRETTEK G., 2007: Effect of mechanical stability on fracture healing-an update. Injury; 38(Suppl:1) S3-S10.
JANG HW, LEE HJ, HA JY, KIM KH, KWON TY., 2011: Surface characteristics and osteoblast cell response on TiN and TiAlN-coated Ti implant. Biomed Eng Lett.;1(2):99-107.
JANNING C, WILLBOLD E, VOGT C, NELLESEN J, MEYER-LINDENBERG A, WINDHAGEN H, ET AL., 2010: Magnesium hydroxide temporarily enhancing osteoblast activity and decresing the osteoclast number in peri-implant bone remodelling. Acta Biomaterialia. 6(5):1861-1868.
JORGENSEN R., 1986: Bio-absorbable metal hemostatic clip. US patent 4.602.632.
KAESEL VT, BACH PT, HAFERKAMP H, WITTE F, WINDHAGEN H., 2004: Apporach to control the corrosion of magnesium by alloying. Proceedings of the Sixth International Conference magnesium alloys and their applications. New York: Wiley-Vch; p. 534–9.
KAMATH MS, AHMED SSSJ, DHANASEKARAN M, SANTOSH SW., 2014: Polycaprolactone scaffold engineered for sustained release of resveratrol: therapeuticenhancement in bone tissue engineering. Int J Nanomedicine. 9:183–195, doi: 10.2147/IJN.S49460.
KEIM S, BRUNNER JG, FABRY B, VIRTANEN S., 2011: Control of magnesium corrosion and biocompatibility with biomimetic coatings. J Biomed Mater Res B Appl Biomater. 96:84-90.
KIRKLAND NT, BIRBILIS N, STAIGER MP, 2012: Assessing the corrosion of biodegradable magnesium implants: A critical review of current methodologies and their limitations. Acta Mater 8, 925–936 Google Scholar
KIRKLAND NT, BIRBILIS N, WALKER J, WOODFIELD T, DIAS GJ, STAIGER MP, 2010: In vitro dissolution of magnesium–calcium binary alloys: Clarifying the unique role of calcium additions in bioresorbable magnesium implant alloys. Biomed Mater Res B Appl Biomater 95, 91–100 Crossref, Google Scholar
KIRKLAND NT, LESPAGNOL L, BIRBILIS N, STAIGER MP., 2010: A survey of bio-corrosion rates of magnesium alloys. Corros Sci 52, 287–291 Crossref, Google Scholar
KONG, XIANGDONG, ET AL., 2018: Mg-based bone implants show promising osteoinductivity and controllable degradation: A long-term study in a goat femoral condyle fracture model. Materials Science and Engineering: C 86 :42-47.
KRAUS T, FISCHERAUER SF, HANZI AC, UGGOWITZER PJ, LOFFLER JF, WEINBERG AM, 2012: Magnesium alloys for temporary implants in osteosynthesis: In vivo studies of their degradation and interaction with bone. Acta Biomater 8, 1230–1238 Crossref, Google Scholar
KRAUSE A, VON DER HÖH N, BORMANN D, KRAUSE G, BACH F, WINDHAGEN H, ET AL., 2012: Degradation behaviour and mechanical properties of magnesium implants in rabbit tibiae. J Mater Sci 2010;45:624-632.
KUBÁSEK J, VOJTĚCH D, JABLONSKÁ E, POSPÍŠILOVÁ I, LIPOV J, RUML T, 2016: Structure, mechanical characteristics and in vitro degradation, cytotoxicity, genotoxicity and mutagenicity of novel biodegradable Zn–Mg alloys. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl 58, 24–35 Crossref, Google Scholar
LAMBOTTE A., 1932: Lutilisation du magnesium comme materiel perdu dans losteosynthese [The use of magnesium as material for osteosynthesis]. Bull Mem Soc Nat Chir 28, 1325–1334 Google Scholar
LASTRA MD, PASTELIN R, CAMACHO A, MONROY B, AGUILAR AE., 2001: Zinc intervention on macrophages and lymphocytes response. J Trace Elem Med Biol 15, 5–10 Crossref, Google Scholar
LEE JY, NAM SH, IM SY, PARK YJ, LEE YM, SEOL YJ, CHUNG CP, LEE SJ., 2002: Enhanced bone formation by controlled growth factor delivery from chitosan-based biomaterials. J Control Release. 78:187-197.
LESPINASSE VD., 1910: A practical mechanical method of end-to-end anastomosis of blood-vessels: Using absorbable magnesium rings. JAMA 55, 1785–1790 Crossref, Google Scholar
LI N, ZHANG YF., 2013: Novel magnesium alloys developed for biomedical application: A review. J Mater Sci Technol. 29(6):489-502.
LI Y, DANMARK S, EDLUND U, FINNE-WISTRAND A, HE X, NORGÅRD M, BLOMÉN E, HULTENBY K, ANDERSSON G., LINDGREN U., 2011: Resveratrol-conjugated poly- caprolactone facilitates in vitro mineralization and in vivo bone regeneration. Acta Biomaterialia. 7:751–758.
LI Y, HODGSON P, WEN CE., 2011: The effects of calcium and yttrium additions on the microstructure, mechanical properties and biocompatibility of biodegradable magnesium alloys. J Mater Sci 46, 365–371 Crossref, Google Scholar
LI Y, WEN C, MUSHAHARY D ET AL., 2012: Mg-Zr-Sr alloys for biodegradable implant materials. Acta Biomaterialia. 8(8):3177-3188.
LI Y, WEN C, MUSHAHARY D, SRAVANTHI R, HARISHANKAR N, PANDE G, HODGSON P., 2012: Mg–Zr–Sr alloys as biodegradable implant materials. Acta Biomater 8, 3177–3188 Crossref, Google Scholar
LI ZJ, GU XN, LOU SQ, ZHENG YF., 2008: The development of binary Mg-Ca alloys for use as biodegradable materials within bone. Biomaterials. 29:1329-1344.
LIU C, XIN Y, TANG G, CHU PK., 2007: Influence of heat treatment on degradation behavior of bio-degradable die-cast AZ63 magnesium alloy in simulated body fluid. Mater Sci Eng A 456, 350–357 Crossref, Google Scholar
LIU Y, BIAN D, WU Y, LI N, QIU K, ZHENG Y, HAN Y., 2015: Influence of biocompatible metal ions (Ag, Fe, Y) on the surface chemistry, corrosion behavior and cytocompatibility of Mg–1Ca alloy treated with MEVVA. Colloids Surf B Biointerfaces 133, 99–107 Crossref, Google Scholar
LU F, MA A, JIANG J, CHEN J, SONG D, YUAN Y, CHEN J, YANG D., 2015: Enhanced mechanical properties and rolling formability of fine-grained Mg–Gd–Zn–Zr alloy produced by equal-channel angular pressing. J Alloys Compounds 643, 28–33 Crossref, Google Scholar
MA J, THOMPSON M, ZHAO N, ZHU D., 2014: Similarities and differences in coatings for magnesium-based stents and orthopaedic implants. JOT. 2:118-130.
MAIER O., 1940: Uber die Verwendbarkeit von Leichtmetallen in der Chirurgie (metallisches Magnesium als Reizmittel zur Knochenneubildung) [About the availability of light metals in surgery (metallic magnesium as a stimulant for bone formation)]. Deut Z Chir 253, 552–556 Crossref, Google Scholar
MANI G, FELDMAN MD, PATEL D, AGRAWAL CM., 2007: Coronary stents: A materials perspective. Biomaterials 28, 1689–1710 Crossref, Google Scholar
MAYNARD, ROBERT L., AND NOEL DOWNES, 2019: Anatomy and Histology of the Laboratory Rat in Toxicology and Biomedical Research. Academic Press.
MCBRIDE ED., 1938: Absorbable metal in bone surgery. JAMA 111, 2464–2467 Crossref, Google Scholar
MCBRIDE ED., 1938: Magnesium screw and nail transfixion in fractures. South Med J 31, 508–515 Crossref, Google Scholar
MCKIBBIN B., 1978: The biology of fracture healing in long bones. J Bone Joint Surg 60:150-162.
MEL , 2005: Magnesium Elektron Datasheet 467: Elektron WE43 Google Scholar
MICULESCU F, MAIDANIUC A, STAN GE, MICULESCU M, VOICU SI, CIMPEAN A, MITRAN V, BATALU D., 2016: Tuning Hydroxyapatite Particles’ Characteristics for Solid Freeform Fabrication of Bone Scaffolds. Advance composite materials, Ed. Wiley. 7:321-397.
MICULESCU F, MOCANU AC, STAN GE, MICULESCU M, MAIDANIUC A, CIMPEAN A, MITRAN V, VOICU SI, MACHEDON-PISU T, CIOCAN LT., 2018: Influence of the modulated two-step synthesis of biogenic hydroxyapatite on biomimetic products’ surface. Appl Surf Sci. 438:147–157.
MITRAN V, VASILESCU C, DROB SI, OSICEANU P, CALDERON-MORENO JM, TABIRCA MC, GORDIN DM, GLORIANT T, CIMPEAN A., 2015: Biological behaviour and enhanced anticorrosive performance of the nitrided superelastic Ti-23Nb-0.7Ta-2Zr-0.5N alloy. BioMed Ref Int. article ID 261802 14 pages, http://dx.doi.org/10.1155/261802.
MIZUTANI K, IKEDA K, KAWAI Y, YAMORI Y., 1998: Resveratrol stimulates the proliferation and differentiation of osteoblastic MC3T3–E1 cells. Biochem Biophys Res Commun. 253(3): 859–863.
MORAVEJ M, MANTOVANI D., 2011: Biodegradable metals for cardiovascular stent application: Interests and new opportunities. Int J Mol Sci 12, 4250–4270 Crossref, Google Scholar
MULLER M, HENNING FF, HOTHORN T, STANGL R., 2006: Bone –implant interface shear modulus and ultimate stress in a transcortical rabbit model of open-pore Ti6Al4V implants. J Biomech. 39:2123-2132.
MULLER WD, DE MELE MF, NASCIMENTO ML, ZEDDIES M., 2009: Degradation of magnesium and its alloys: Dependence on the composition of the synthetic biological media. J Biomed Mater Res A 90, 487–495 Crossref, Google Scholar
MULLER WD, NASCIMENTO ML, ZEDDIES M, CÓRSICO M, GASSA LM, MELE MA., 2007: Magnesium and its alloys as degradable biomaterials: Corrosion studies using potentiodynamic and EIS electrochemical techniques. Mater Res 10, 5–10 Crossref, Google Scholar
MURNI NS, DAMBATTA MS, YEAP SK, FROEMMING GR, HERMAWAN H., 2015: Cytotoxicity evaluation of biodegradable Zn-3Mg alloy toward normal human osteoblast cells. Mater Sci Eng C 49, 560–566 Crossref, Google Scholar
MUSHAHARY D, SRAVANTHI R, LI Y, KUMAR JM, HARISHANKAR N, ET AL., 2013: Zirconium, calcium and strontium contents in magnesium based biodegradable alloys modulate the efficiency of implant-induced osseointegration. International Journal of Nanomedicine. 8:2887-2902.
NAGELS J, STOKDIJK M, ROZING PM., 2003: Stress shielding and bone resorption shoulder arthroplasty. J Shoulder Elbow Surg 12, 35–39 Crossref, Google Scholar
NAYAK S, DEY T, NASKAR D, KUNDU SC., 2013: The promotion of osseointegration of titanium surfaces by coating with silk protein sericin. Biomaterials. 34(12):2855-64. doi: 10.1016/j.biomaterials.2013.01.019.
NAYAK S, TALUKDAR S, KUNDU SC., 2012: Potential of 2D crosslinked sericin membranes with improved biostability for skin tissue engineering. Cell Tissue Res. 347:783-794.
NIINOMI M., 2002: Recent metallic materials for biomedical applications. Metall Mater Trans A;33:447–86.
OKAZAKI Y, RAO S, ITO Y, TATEISHI T., 1998: Corrosion resistance, mechanical properties, corrosion fatigue strength and cytocompatibility of new Ti alloys without Al and V. Biomaterials 19, 1197–1215 Crossref, Google Scholar
ORYAN, AHMAD, SOMAYEH MONAZZAH, AND AMIN BIGHAM-SADEGH., 2015: Bone injury and fracture healing biology. Biomedical and environmental sciences 28.1: 57-71.
PAN H, QIN G, XU M, FU H, REN Y, PAN F, GAO Z, ZHAO C, YANG Q, SHE J, SONG B., 2015: Enhancing mechanical properties of Mg–Sn alloys by combining addition of Ca and Zn. Mater Des 83, 736–744 Crossref, Google Scholar
PAN Y, HE S, WANG D, HUANG D, ZHENG T, WANG S., 2015: In vitro degradation and electrochemical corrosion evaluations of microarc oxidized pure Mg, Mg-Ca and Mg-CaZn alloys for biomedical applications. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl. 47:85-96.
PARK JB, KIM YK., 2003: Metallic biomaterials. In: Biomaterials: Principles and Application, eds Park JB, Bronzino JD, CRC Press, Boca Raton, pp. 1–20 Google Scholar
PARK RS, KIM YK, LEE SJ, ET AL., 2012: Corrosion behaviour and cytotoxicity of Mg-35Zn-3Ca alloy for surface modified biodegradable implant material. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 100(4):911-923.
PAYR E, MARTINA A, 1905: Experimentelle und klinische Beiträge zur Lebernaht und leberresection (Magnesiumplattennaht) [Experimental and clinical contributions to the liver suture and liver resection (magnesium plate seam)]. Arch Klin Chir 77, 962–998 Google Scholar
PAYR E., 1900: Beiträge zur Technik der Blutgefäss – und Nervennaht nebst Mittheilungen über die Verwendung eines resorbirbaren Metalles in der Chirurgie [Contributions to the technique of blood vessel and nerve suture, as well as the use of a resorbable metal in surgery]. Arch Klin Chir 62, 67–93 Google Scholar
PAYR E., 1901: Blutgefäß- und Nervennaht (nebst Mittheilung über die Verwendung eines resorbirbaren Metalles in der Chirurgie) [Blood vessel and nerve suture (in addition to the use of a resorbable metal in surgery)]. Centralblatt Chir 28, 31–37 Google Scholar
PAYR E., 1902: Ueber Verwendung von Magnesium zur Behandlung von Blutgefässerkrankungen [On the use of magnesium for the treatment of blood vessel diseases]. Deut Z Chir 63, 503–511 Crossref, Google Scholar
PAYR E., 1903: Zur Technik der Behandlung kavernöser Tumoren [The technique of treating cavernous tumors]. Zentralblatt Chir 30, 233–234 Google Scholar
PERSAUD-SHARMA D, MCGORON A., 2012: Biodegradable magnesium alloys: A review of material development and applications. J Biomim Biomater Tissue Eng. 12:25–39.
PEUSTER M, WOHLSEIN P, BRUGMANN M, EHLERDING M, SEIDLER K, FINK C, BRAUER H, FISCHER A, HAUSDORF G., 2001: A novel approach to temporary stenting: Degradable cardiovascular stents produced from corrodible metal – Results 6–18 months after implantation into New Zealand white rabbits. Heart 86, 563–569 Crossref, Google Scholar
PREDOI, GABRIEL, AND CRISTIAN BELU., 2011: Anatomia comparată a animalelor domestice: osteologie, artrologie, miologie. Ceres
PURNAMA A, HERMAWAN H, COUET J, MANTOVANI D., 2010: Assessing the biocompatibility of degradable metallic materials: State-of-the-art and focus on the potential of genetic regulation. Acta Biomater 6, 1800–1807 Crossref, Google Scholar
QIU X, WAN P, TAN L, FAN XM, YANG K., 2014: Preliminary research on a novel bioactive silicon doped calcium phosphate coating on AZ31 magnesium alloy via electrodeposition. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl. 36:65-76.
REIFENRAHT J, KRAUSE A, BORMANN D, VON RECHENBERG B, WINDHAGEN H, MEYER LINDENBERG A., 2010: Profound differences in the in vivo degradation and biocompatibility of two very similar rare-earth containing Mg-alloys in a rabbit model. Mater Sci Eng Technol 41:1054-1061.
RENKEMA KY, ALEXANDER RT, BINDELS RJ, HOENDEROP JG, 2008: Calcium and phosphate homeostasis: Concerted interplay of new regulators. Ann Med 40, 82–91 Crossref, Google Scholar
REVELL PA, DAMIEN E, ZHANG XS, EVANS P, HOWLETT CR., 2004: The efectt of magnesium ions on bone bonding to hydroxyapatite coating on titanium alloy implants. Key Ing Mater 254:254-256:447-450.
ROSTOCK P., 1937: Ist das Magnesium als Naht- und Schienungsmaterial für Knochenoperationen geeignet? Arch Orthop Trauma Surg 38(3):486–92.
SALTMAN PD, STRAUSE LG, 1993: The role of trace minerals in osteoporosis. J Am Coll Nutr 12, 384–389 Crossref, Google Scholar
SANCHEZ AH, LUTHRINGER BJ, FEYERABEND F, WILLUMEIT R., 2015: Mg and Mg alloys: How comparable are in vitro and in vivo corrosion rates? A review. Acta Biomater 13, 16–31 Crossref, Google Scholar
SARIS NE, MERVAALA E, KARPPANEN H, KHAWAJA JA, LEWENSTAM A., 2000: Magnesium: An update on physiological, clinical and analytical aspects. Clin Chim Acta 294, 1–26 Crossref, Google Scholar
SCHMIDMAIER G,WILDEMANN B, SCHWABE P, STRANGE R, HOFFMANN J, ET AL., 2002: A new electrochemically graded hydroxyapatite coating for osteosynthetic implants promotes implant osteointegration in a rat model. Journal of Biomedical Materials Research 63:168-172.
SEELIG MG., 1924: A study of magnesium wire as an absorbable suture and ligature material. Arch Surg 8, 669–680 Crossref, Google Scholar
SEITZ JM, COLLIER K, WULF E, BORMANN D, BACH FW., 2011: Comparison of the corrosion behavior of coated and uncoated magnesium alloys in an in vitro corrosion environment. Adv Eng Mater 13, 313–323 Crossref, Google Scholar
SHAKIBAEI M, SHAYAN P, BUSCH F, ALDINGER C, BUHRMANN C, LUEDERS C, MOBASHERI A., 2012: Resveratrol mediated modulation of Sirt-1/Runx2 promotes osteogenic differentiation of mesenchymal stem cells: potential role of Runx2 deacetylation. PLoS One. 7:e35712.
SHARP, PATRICK, AND JASON S. VILLANO., 2012: The laboratory rat. CRC press
SHI Z, LIU M, ATRENS A., 2010: Measurement of the corrosion rate of magnesium alloys using Tafel extrapolation. Corros Sci 52, 579–588 Crossref, Google Scholar
SHINGDE M, HUGHES J, BOADLE R, WILLS EJ, PAMPHLETT R., 2005: Macrophagic myofasciitis associated with vaccine-derived aluminium. Med J Aust 183, 145–146 Google Scholar
SISTA S, WEN C, HODGSON PD, PANDE G., 2011: The influence of the surface energy of titanium-zirconium alloy on osteoblast cell functions in vitro. Journal of Biomedical Materials Research Part A 97A(1):27-36.
SONG G., 2007: Control of biodegradation of biocompatable magnesium alloys.Corros Sci 49:1696-1701.
SONNTAG E., 1914: Die Hämangiome und ihre Behandlung [The hemangiomas and their treatment]. Ergebn Chir Orthop 8, 1–156Google Scholar
STAIGER MP, PIETAK AM, HUADMAI J, DIAS G., 2006: Magnesium and its alloys as orthopedic biomaterials: a reviw. Biomaterials. 27(9):1728-1734.
STONE P, LORD JR JW., 1951: An experimental study of the thrombogenic properties of magnesium and magnesium–aluminum wire in the dog’s aorta. Surgery, 30(6):987–93.
THOMANN M, KRAUSE C, ANGRISANI N, BORMANN D, HASSEL T, WINDHAGEN H, ET AL., 2010: Influence of a magnesium-floride coating of magnesium based implants (MgCa0,8) on degradation in a rabbit model. J Biomed Mater Res A 93:1609-1619.
THOMANN M, VON DER HÖH N, BORMANN D, RITTERSHAUS D, KRAUSE C, WINDHAGEN H, ET AL., 2010: Comparison of the cross sectional area, the loss in volume and the mechanical properties of LAE442 and MgCa0,8 as resonable magnesiumalloy implants after 12 months implantation duration. Mater Sci Forum, 638-642:675-680.
TREUTING, PIPER M., ET AL. eds., 2011: Comparative anatomy and histology: a mouse and human atlas (expert consult). Academic Press
TREUTING, PIPER M., SUZANNE M. DINTZIS, AND KATHLEEN S. MONTINE, EDS., 2017: Comparative anatomy and histology: a mouse, rat, and human atlas. Academic Press.
TRINCĂ LC, FÂNTÂNARIU M, SOLCAN C, TROFIN AL, BURTAN L, ACATRINEI DM, STANCIU S, ISTRATE B, MUNTEANU C., 2015: In vivo degradation behavior and biological activity of some new Mg–Ca alloys with concentration’s gradient of Si for bone grafts. Appl Surf Sci 352, 140–150 Crossref, Google Scholar
TROITSKII VV, TSITRIN DN., 1944: The resorbing metallic alloy ‘Osteosinthezit’ as material for fastening broken bone. Khirurgiia 8, 41–44 Google Scholar
TSAI MH, CHEN MS, LIN LH, LIN MH, WU CZ, OU KL, YU CH., 2011: Effect of heat treatment on the microstructures and damping properties of biomedical Mg–Zr alloy. J Alloys Compounds 509, 813–819Crossref, Google Scholar
TSENG PC, HOU SM, CHEN RJ, ET AL., 2011: Resveratrol promotes osteogenesis of human mesenchymal stem cells by up regulating RUNX2 gene expression via the SIRT1/FOXO3A axis. J Bone Miner Res, (26):2552-2563.
VERBRUGGE J., 1937: L’utilisation du magnésium dans le traitement chirurgical des fractures [The use of magnesium in the surgical treatment of fractures]. Bull Mém Soc Nat Cir 59, 813–823 Google Scholar
VERBRUGGE J., 1934: Le matériel métallique résorbable en chirurgie osseuse [Resorbable metallic material in bone surgery]. Presse Med 23, 460–465 Google Scholar
VON DER HÖH N, BORMANN D, LUCAS A, DENKENA B, ET AL., 2009: Influence of different surface machining treatments of magnesium-based resorbable implants on the degradation behaviour in rabbits. Adv Eng Mater 11:47B-54.
WAIZY H, DIEKMANN J, WEIZBAUER A, REIFENRATH J, BARTSCH I, NEUBERT V., 2014: In vivo study of a biodegradable orthopedic screw (MgYREZr-alloy) in a rabbit model for up to 12 months. J Biomater Appl. 28:667-675.
WALKER J, SHADANBAZ S, KIRKLAND NT, STACE E, WOODFIELD T, STAIGER MP, DIAZ GJ., 2012: Magnesium alloys: Predicting in vivo corrosion with in vitro immersion testing. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 100, 1134–1141 Crossref, Google Scholar
WALKER J, SHADANBAZ S, WOODFIELD TBF, STAIGER MP, DIAS GJ., 2014: Magnesium biomaterials for orthopedic application: A review from a biological perspective. J Biomed Mater Res B: Appl Biomater. 102:1316-1331.
WAN Y, XIONG G, LUO H, HE F, HUANG E, ZHOU X., 2008: Preparation and caracterization of a new biomedical magnesium-calcium alloy. Mater Des 29:2034-2037.
WAN Y, XIONG G, LUO H, HE F, HUANG Y, ZHOU X, 2008: Preparation and characterization of a new biomedical magnesium–calcium alloy. Mater Des 29, 2034–2037 Crossref, Google Scholar
WANG H, GUAN S, WANG Y, ET AL., 2011: In vivo degradation behaviour of Ca-deficient hydroxiapatie coated Mg-Zn-Ca-alloy for bone implant application. Colloids Surf B Biointerfaces. 88(1):254-259.
WANG H, SHI Z., 2011: In vitro biodegradation behavior of magnesium and magnesium alloy. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 98, 203–209 Crossref, Google Scholar
WANG J, JIANG H, BI Y, SUN J, CHEN M, LIU D., 2015: Effects of gas produced by degradation of Mg–Zn–Zr Alloy on cancellous bone tissue. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl 55, 556–561 Crossref, Google Scholar
WANG J, TANG J, ZHANG P, LI Y, WANG J, LAI Y, QIN L., 2012: Surface modification of magnesium alloys developed for bioabsorbable orthopedic implants: A general review. J Biomed Mater Res B Appl Biomater. 100:1691-1701.
WANG ML, NESTI LJ, TULI R, LAZATIN J, DANIELSON KG, SHARKEY PF, TUAN RS., 2002: Titanium particles suppress expression of osteoblastic phenotype in human mesenchymal stem cells. J Orthop Res 20, 1175–1184 Crossref, Google Scholar
WANG Q, TAN L, XU W, ZHANG B, YANG K., 2011: Dynamic behaviors of a Ca-P coated AZ31B magnesium alloy during in vitro and in vivo degradations. Mater Sci Eng B. 176:1718-1726.
WANG Y, LIM CS, LIM CV, YONG MS, TEO EK, MOH LN., 2011: In vitro studying corrosion behaviour of biocorrodible Mg alloys. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl 31, 579–587 Crossref, Google Scholar
WANG Y, LIU G, FAN Z., 2006: A new heat treatment procedure for rheo-diecast AZ91D magnesium alloy. Scripta Mater 54, 903–908 Crossref, Google Scholar
WEN Z, WU C, DAI C, YANG F., 2009: Corrosion behaviors of Mg and its alloys with different Al contents in a modified simulated body fluid. J Alloys Compounds 488, 392–399 Crossref, Google Scholar
WHITE F., 2010: The history of biodegradable magnesium implant: a review. Acta Biomaterialia 6(5):1680-1692.
WILFLINGSEDER P, MARTIN R, PAPP C., 1981: Magnesium seeds in the treatment of lymph- and haemangiomata. Chir Plast 6, 105–116 Crossref, Google Scholar
WILLBOLD E, GU X, ALBERT D, KALLA K, BOBE K, BRAUNEIS M., 2015: Effect of the addition of low rare earth elements (lanthanum, neodymium, cerium) on the biodegradation and biocompatibility of magnesium. Acta Biomater. 11:554-562.
WILLIAMS DF., 2008: On the mechanisms of biocompatibility. Biomaterials. 29(20):2941-2953.
WITTE F, FISCHER J, NELLESEN J, CROSTACK HA, KAESE V, PISCH A, BECKMANN F, WINDHAGEN H., 2006: In vitro and in vivo corrosion measurements of magnesium alloys. Biomaterials 27, 1013–1018 Crossref, Google Scholar
WITTE F, FISCHER J, NELLESEN J, VOGT C, VOGT T, DONATH T, ET AL., 2010: In vivo corrosion and corrosion protection of magnesium alloy LAE442. Acta Biomaterialia 6:1792-1799.
WITTE F, HORT N, VOGT C, ET AL., 2008: Biodegradable biomaterials based on magnesium corrosion. Curr Opin Solid State Mater Sci. 12(5-6):63-72.
WITTE F, KAESE V, HAFERKAMP H, SWITZER E, MEYER-LINDENBERG A,WIRTH CJ, ET AL., 2005: In vivo corrosion of four magnesium alloys and the associated bone response. Biomaterials. 26:3557-3563.
WITTE F, PODOLSKY C, HASSEL T, LUCAS A., 2004: Processing of implants made of magnesium alloys. Wt Eerkstattestechnik Online 94:692-696.
WITTE F, ULRICH H, RUDERT M, WILLBOLD E., 2007: Biodegradable magnesium scaffolds: Part 1: Appropriate inflammatory response. J Biomed Mater Res A 81, 748–756 Crossref, Google Scholar
WITTE F., 2015: Reprint of: The history of biodegradable magnesium implants: A review. Acta Biomater 23, 28–40 Crossref, Google Scholar
WONG HM, YEUNG KWK, LAM KO, TAM V, CHU PK, LUK KDK, ET AL., 2010: A biodegradable polimer-based coating to control the performance of magnesium alloy orthopedic implants. Biomaterials 31:2084-2096.
WU RZ, QU ZK, ZHANG ML., 2010: Reviews on the influences of alloying elements on the microstructure and mechanical properties of Mg–Li base alloys. Rev Adv Mater Sci 24, 35–43 Google Scholar
XIN Y, JIANG G, HUO K, TANG G, TIAN X, CHU PK., 2009: Corrosion resistance and cytocompatibility of biodegradable surgical magnesium alloy coated with hydrogenated amourphus silicon. Journal of Biomedical Materials Research Part A 89(3);717-726.
XU L, YU G, ZHANG E, PAN F, YANG K., 2007: In vivo corrosion behaviour Mg-Mn-Zn alloy for bone implant application. J Biomed Mater Res A 83:703-711.
XU L, ZHANG E, YIN D, ZENG S, YANG K., 2008: In vitro corrosion behaviour of Mg alloys in a phosphate buffered solution for bone implant application. J Mater Sci Mater Med 19:1017-1025.
YAMAMOTO A, HIROMOTO S., 2009: Effect of inorganic salts, amino acids and proteins on the degradation of pure magnesium in vitro. Mater Sci Eng C 29, 1559–1568 Crossref, Google Scholar
YAMASAKI Y, YOSHIDA Y, OKAZAKI M, SHIMAZU A, UCHIDA T, KUBO T, AKAGAWA Y, HAMADA Y, TAKAHASHI J, MATSUURA N., 2002: Synthesis of functionally graded MgCO3 apatite accelerating osteoblast adhesion. J Biomed Mater Res A 62, 99–105 Crossref, Google Scholar
YANG L, ZHANG E., 2009: Biocorrosion behavior of magnesium alloy in different simulated fluids for biomedical application. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl 29, 1691–1696 Crossref, Google Scholar
YANG W, ZHANG Y, YANG J, TAN L, YANG K., 2011: Potential antiosteoporosis effect of biodegradable magnesium implanted in STZ-induced diabetic rats. J Biomed Mater Res A 99, 386–394 Crossref, Google Scholar
YANG, LIJING, ET AL., 2019: Influence of Mg on the mechanical properties and degradation performance of as-extruded ZnMgCa alloys: In vitro and in vivo behavior. Journal of the mechanical behavior of biomedical materials.
YUN YH, DONG Z, LEE N, ET AL., 2009: Revolutionizing biodegradable metals. Materials Today. 12(10):22-32.
YÜREKTÜRK Y, MUHAFFEL F, BAYDOĞAN M., 2015: Characterization of micro arc oxidized 6082 aluminum alloy in an electrolyte containing carbon nanotubes. Surf Coat Technol.269:83–90
ZAINALABIDIN NI, ROLFE B, OWEN H, MALISANO J, MARTIN D, HOFSTETTER J, UGGOWITZER PJ, ATRENS A., 2013: The in vivo and in vitro corrosion of high-purity magnesium and magnesium alloys WZ21 and AZ91. Corros Sci 75, 354–366 Crossref, Google Scholar
ZANG E, XU L, YU G, PAN F, YANG K., 2009: In vivo evaluation of biodegradable magnesium alloy bone implant in the first 6 months implanation. Journal of Biomedical Materials Research Part A, 90(3):882-893.
ZANG S, ET AL., 2010: Research on Mg-Zn alloy as degradable biomaterial. Acta Biomaterialia 2010;6:626-640.
ZBERG B, UGGOWITZER PJ, LÖFFLER JF., 2009: MgZnCa glasses without clinical obsevable hydrogen evolution for biodegradable implants. Nat Mater 8:887-891
ZENG RC, ZHANG J, HUANG WJ, DIETZEL W, KAINER KU, BLAWERT C, WEI KE., 2006: Review of studies on corrosion of magnesium alloys. Trans Nonferr Metal Soc China 16, 763–771 Crossref, Google Scholar
ZHANG B, HOU Y, WANG X, WANG Y, GENG L., 2011: Mechanical properties, degradation performance and cytotoxicity of Mg–Zn–Ca biomedical alloys with different compositions. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl 31, 1667–1673 Crossref, Google Scholar
ZHANG B, WANG Y, GENG L., 2011: Research on Mg-Zn-Ca alloy as degradable biomaterial. In: Biomaterials – Physics and Chemistry, ed Pignatello R, InTech, Rijeka, pp. 183–204 Crossref, Google Scholar
ZHANG E, XU L, YU G, PAN F, YANG K.., 2009: In vivo evaluation of biodegradable magnesium alloy bone implant in the first 6 months implantation. J Biomed Mater Res A 90:882-893.
ZHANG E, YIN D, XU L, YANG L, YANG K., 2009: Microstructure, mechanical and corrosion properties and biocompatibility of Mg–Zn–Mn alloys for biomedical application. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl 29, 987–993 Crossref, Google Scholar
ZHANG GD, HUANG JJ, YANG K, ZHANG BC, AI HJ, 2007: Experimental study of in vivo implantation of a magnesium alloy at early stage. Acta Metall Sin 43, 1186–1190 Google Scholar
ZHANG S, ZHANG X, ZHAO C, LI J, SONG Y, XIE C, ET AL., 2010: Research on an Mg-Zn alloy as a degradable biomaterial. Acta Biomaterialia 8:626-640.
ZHANG W, LI M, CHEN Q, HU W, ZHANG W, XIN W., 2012: Effects of Sr and Sn on microstructure and corrosion resistance of Mg–Zr–Ca magnesium alloy for biomedical applications. Mater Des 39, 379–383 Crossref, Google Scholar
ZHANG Y, ZHANG G, WEI M., 2009: Controlling the biodegradation rate ofmagnesium using biomimetic apatie coating. J Biomed Mater Res B: Appl Biomater. 89B:408-414.
ZHANG YF, GU XN, WITTE F., 2014: Biodegradable metals. Mater Sci Eng R. 77:1-34.
ZHEN Z, XI T-F, ZHENG Y-F., 2013: A review on in vitro corrosion performance test of biodegradable metallic materials. Trans Nonferr Metal Soc China 23, 2283–2293 Crossref, Google Scholar
ZHOU YL, LI Y, LUO DM, DING Y, HODGSON P., 2015: Microstructures, mechanical and corrosion properties and biocompatibility of as extruded Mg–Mn–Zn–Nd alloys for biomedical applications. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl 49, 93–100 Crossref, Google Scholar
ZIEROLD AA., 1924: Reaction of bone to various metals. Arch Surg 9, 365–412 Crossref, Google Scholar
ZNAMENSKII MS., 1945: Metallic osteosynthesis by means of an apparatus made of resorbing metal. Khirurgiia 12, 60–63 Google Scholar
ZREIQAT H, HOWLETT CR, ZANNETTINO A, EVANS P, SCHULZE-TANZIL G, KNABE C, SHAKIBAEI M., 2002: Mechanism of magnesium-stimulated adhesion of osteoblastic cells to commonly used orthopaedic implants. J Biomed Mater Res. 62:175-184.
ZREIQAT H, VALENZUELA SM, NISSAN BB, ROEST R, KNABE C, ET AL., 2005: The effect of surface chemestry modification of titanium alloy on signalling pathways in human osteoblasts. Biomaterials 26:7579-7586.
Copyright Notice
© Licențiada.org respectă drepturile de proprietate intelectuală și așteaptă ca toți utilizatorii să facă același lucru. Dacă consideri că un conținut de pe site încalcă drepturile tale de autor, te rugăm să trimiți o notificare DMCA.
Acest articol: Cercetări privind dezvoltarea de biotehnologii medical veterinare pentru vindecarea osoasă folosind implanturi bioresorbabile [309925] (ID: 309925)
Dacă considerați că acest conținut vă încalcă drepturile de autor, vă rugăm să depuneți o cerere pe pagina noastră Copyright Takedown.