ООО "Дент Топ": Россия, г. Москва, проспект Мира д.69 стр.2
Тел./факс: (495)631-63-91 +7(926) 093-13-13 www.simpl-swiss.ru

 
  Untitled Document
 
 
   
  Обучение / Статьи / Осложнение при реабилитации пациентов методом дентальной имплантации. Анализ случаев неуспеха и тактика ведения больных.
Клинические аспекты использования имплантатов системы дентальной имплантации
Советы экспертов по тем или иным аспектам имплантации
Установка имплантов
Применение биопластических материалов "Остеоматрикс " и "Биоматрикс" в стоматологии.
Костная ткань
Опыт применения биокомпозиционных остеопластических материалов.
Осложнение при реабилитации пациентов методом дентальной имплантации. Анализ случаев неуспеха и тактика ведения больных.
После имплантации
Азбука потребителя






???????@Mail.ru

Осложнение при реабилитации пациентов методом дентальной имплантации. Анализ случаев неуспеха и тактика ведения больных.

Конструкции имплантатов и осложнение при реабилитации пациентов методом дентальной имплантации.

Анализ случаев неуспеха и тактика ведения больных.

(Частная клиника США, Пенсильвания, 1996г.)

При наблюдении 4 045 имплантатов в течении 5 лет выявлено только 8 случаев отломов имплантатов (0,2%). Все переломы сочетались с утратой маргинальной кости. Большая часть семь из восьми имплантатов была расположена в дистальных отделах нижней челюсти. У всех пациентов были отмечены парафункциональные явления при жевании. Так же у большинства пациентов были сломаны золотые фиксирующие винты или головки имплантатов. И хотя зарегистрировано очень мало случаев отломов имплантатов или их супраструктур, однако эти явления доставляют много проблем пациентам и их лечащим врачам. В этиологии этих случаев лежит целый комплекс проблем остеоинтеграции, которые можно подразделить на 3 большие группы:

1. дефекты материала, из которого изготовлены имплантаты;

2. неправильно изготовленные конструкции протезов на имплантатах;

3. физиологическая и биомеханическая перегрузка конструкции протеза на имплантатах.

1. Случаи вызванные дефектом материала. Микроскопический анализ всех 8 имплантатов 3,75 мм Branemark System Nobel Biocare USA Chicago I L показал отсутствие порозности или других дефектов титана. Из этого следует, что процесс производства титана не был нарушен.

2. Вторая категория - это точность изготовления конструкции протеза. Давление в области винтового соединения головки имплантата, плохо выверенной конструкции протеза, приводит к возникновению срезывающей силы и как следствие к перелому. Переломы являются так же результатом изгибания, комбинированного с максимальным растяжением или давлением, или с вращением. Часто утрата винта супраструктуры ведет к перелому имплантата.

3.Переломы, вызванные перегрузкой. Наиболее частой причиной перелома имплантатов является биохимическая или физическая перегрузка. Перегрузка может быть вызвана папафункциональными силами или размерами протеза. Большие нагрузки возникают в ситуациях, когда указанные силы действуют параллельно, особенно на консольные конструкции протезов, при этом возникает изгибающий момент сил, который и приводит к перелому имплантата.

То, что наиболее частым этиологическим фактором перелома имплантатов являются парафункциональные силы показал анализ клинического исследования из 8 пациентов 5 страдали бруксизмом. Все эти пациенты отмечали больший уровень стресса в повседневной жизни. А парафункциональные явления наблюдались и в ночной период. Имплантаты подвергались воздействию изгибающего момента сил в дистальных квадратах челюсти. Особенно часто эти явления наблюдались у пациентов с парафункциональными явлениями Morgan и др., анализируя случаи переломов имплантатов, отмечал, что имплантаты из чистого коммерческого титана чаще ломаются в результате усталости изгиба материала. Quirynen и соавторы утверждают, что перегрузка имплантатов является причиной резорбции кости вокруг имплантата, перелом имплантатов дифференцируют по группам или индивидуально.

Выявление случаев перелома зависит от длительности периода наблюдения.

Например Zarb и Schmitt не отметили ни одного случая перелома в 1990 году из 274 имплантатов. В ретроспективном исследовании отломов имплантатов (39 пациентов) Rangert и др. делает вывод, что большинство отломов возникло в дистальных квадратах челюстей, при опоре конструкции протеза на 1 или 2 имплантата. У большинства пациентов была изготовлена консольная конструкция протеза и при этом отмечался бруксизм, что естественно вело к перегрузке конструкции.

В 1992 году Tolman и Zancy описали 3 случая отлома имплантатов из 1778 (0,17%). Similary Gunne и др. отметили только 3 случая перелома имплантатов из 521 (0,57%) имплантатов, используемых для реабилитации пациентов с частичной адентией.

Изучалась реставрация одного моляра одним или двумя имплантатами. Balshi и др. не отмечали случаи отлома имплантатов в своей практике.

Отсюда следует, что большинство отломов имплантатов происходит у пациентов с парафункциональными жевательными усилиями. Снижение частоты случаев использования или не применения вообще консольных конструкций, а так же исключение окклюзионного контакта при боковых экскурсиях уменьшают потенциальный риск отлома имплантатов. Дистально расположенные консольные конструкции на имплантатах, особенно на верхней челюсти в зоне крылочелюстной области ведут к увеличению риска отлома имплантата. Рекомендуют применять имплантаты большого диаметра и хотя для этого необходим адекватный объем кости, указанные имплантаты обладают большей устойчивостью к воздействию парафункциональных сил, т.к. у них больше площадь поверхности, и следовательно больше поверхность соприкосновения кость-имплантат, а это гипотетически обеспечивает дополнительную опору. Окклюзилнные силы играют большую роль при переломах имплантатов.

Тактика ведения больных при отломах имплантатов.

Хотя случаи отлома имплантатов редки, необходимо лечить эти осложнения. Следует придерживаться следующих методок лечения, которые зависят от клинической ситуации.

1. Необходима операция реимплантации: удаление сломанного имплантата с последующей переделкой конструкции протеза.

2. Модификафия конструкции протеза на оставшейся сломанной части имплантанта, если это возможно.

3. Модификация сломанного имплантата и переделка части конструкции протеза.

Клинические наблюдения.


Отлому имплантата часто предшествует утрата винтов, иногда фиксирующих, иногда винтов головки. Иногда винты бывают просто ослаблены, как следствие наблюдается утрата маргинальной кости вокруг имплантата. Пациентов могут беспокоить боль, отек, гиперемия слизистой вокруг имплантата. При этом нарастает утрата кости вокруг имплантата, что определяется рентгенологически. При оптимальных условиях оставшаяся часть имплантанта выделяется хирургически и снабжается модифицированной в этих условиях супраструктурой.

Примеры для иллюстраций.
После семи месяцев функции произошел перелом трехзвенневой конструкции протеза ................. на имплантаты, расположенные в дистальном отделе верхней челюсти справа.

Пациент жаловался на расшатывание конструкции протеза, Rn-чески был выявлен перелом имплантата. Так же было отмечено, что пациент жаловался на расшатывание фиксирующего винта за 2 месяца до проишествия, при этом Rn-чески отмечалась убыль кости вокруг имплантата. Кстати, убыль кости продолжалась не смотря на оптимальное окклюзионное соотношение т.е. контакт был только при центральном соотношении челюстей, щечная или язычная нагрузка отсутствовала при боковых экскурсиях.

Лечение заключалось в удалении верхней сломанной части имплантата сглаживание оставшейся торцевой части имплантата специальным бором с охлаждением для избежания перегрева окружающих тканей. При помощи мерной штанги определена перпендикулярность, а так же будущая длина фиксирующего винта супраструктуры. Стандартный винт супраструктуры был укорчен в соответствии с внутренней резбой и необходимой высотой. Rn-ческое исследование выявило соответствие нового винта супраструктуры оставшейся части имплантанта. Винт испытан на прочность 20N cm изгибающего момента сил. Новая супраструктура незначительно короче преждней, так что новая золотая отливка находится немного не в гиперокклюзии. Так же значительно укорочена консольная конструкция протеза, кроме того в дальнейшем было размещено 2 добавочных имплантанта для увеличения площади опоры, один в птеригомаксилярной области.

Ретроспективный анализ показал низкий процент переломов имплантатов. 8 из 4 045 имплантатов (0,2%). 2 имплантата были размещены в дистольных отделах верхней и нижней челюстей. Все 7 имплантатов (кроме одного реставрирующего моляр) являлись частью мостовидной конструкции. Анализ расположения имплантантов выявил их линейное расположение, что так же приводит к возрастанию изгибающего момента. Так же необходим тчательный контроль за окклюозионными силами избегая дистальных контактов при экцентричных движениях. Ни в коем случае нельзя располагать имплантаты строго линейно. Оптимально использование имплантатов более широкого диаметра в случаях досточного объема кости. Применение консольных конструкций должно быть линейным.

Если пациент жалуется на частое ослабление винтов фиксации, необходима тщательная переоценка конструкции протеза. Необходимо зафиксировать все винты, снять точный слепок избегая усадки материала, тщательно отлить новую рабочую гипсовую модель при ... на этом тест золотого винта (каждый винт испытывается на изгибающий момент в 10 Ncm. При выявлении любых даже незначительных погрешностей конструкция должна быть переделана.

У пациентов с явлениями перегрузки, вызванной бруксизмом при явлениях переломов имплантатов необходимо размещение дополнительных имплантатов.

В случае, если конструкция протеза великолепно выверена на рабочей модели, а пациент тем не менее жалуется на явление сдавливания, стягивания и т.п. то необходимо разобщить в полости рта пациента конструкцию протеза, извлечь, перепаять и расположить снова на модели.


Вывод.

В литературе так же упоминается о незначительном числе случаев отломов имплантатов. Большинство этих неприятных инцидентов происходит в дистальных квадрантах челюстей, что сочетается так же с перегрузкой вызванной парафункциональными силами, консольной конструкцией, а так же неправильно изготовленной конструкцией протеза.

Кроме того, следует отметить условия маргинальной кости и остеоинтегрированных имплантатов с обнажившейся резьбой. Размещение имплантатов в зонах с недостаточным объемом кости как правило ведет к неполному покрытию костной тканью имплантата. Более того, реабилитация методом дентальной имплантации в участках с достаточным объемом кости во время функциональной нагрузки может послужить пусковым моментом уменьшения объема маргинальной кости, что в свою очередь может привести к обнажению частей имплантата. Эти процессы в настоящее время недостаточно изучены. Существует так же гепотеза, что подвижность переимплантационных мягких тканей ведет к прогрессирующей резорбции кости, а потом и к утрате имплантата.

Таким образом существует большая необходимость в применении техники направленной регенерации кости для закрытия обнажившихся головок и резьбы имплантата. Для этого используют эластичные политетрафторэтиллен (е PTFE) барьерные мембраны 218. Но использование этих мембран не всегда предсказуемо: при исследованиях в различных научных центрах приблизительно лишь в 80% случаев происходит восполнение кости. Часто возникают такие осложнения, как обнажение , а затем и инфицирование мембраны. Но знание остепени риска обнажившихся имплантатов отсутствуют, возможно, что осложнения со стороны обнажившейся мембраны значительнее, чем со стороны обнажившихся имплантатов. например обнажение мембраны происходит от 16% до 53% случаев лечения.

Было произведено изучение осложнений со стороны слизистой рта и маргинальной кости возникающих при обнажении головок Branemark имплантантов (Nobel Biocare AB, Goteborg Sweden в клинике Branemark Sweden). Было выделено 2 группы пациентов.

В первой группе (27 чел.) были пациенты (средний возраст 57,5 лет от 15 до 68 лет) у которых на первом этапе хирургии вследствие недостаточного объема кости имплантаты не были полностью закрыты костной тканью. Наблюдалась фенестрация тестируемых имплантатов в средней их части, менгвально или буккально, а так же дефект маргинальной кости, который составил от 1 до 5 шагов резьбы имплантата. Кроме того, рядом с тестируемыми имплантатами были размещены контрольные имплантаты, таким образом, что бы они были покрыты костной тканью. Все операции были выполнены в соответствии со стандартными протоколами. 2я группа состояла из 50 пациентов, у которых 2 или несколько имплантатов имели убыль маргинальной кости выявленную рентгенологически во время 1го года функционирования.

Клиническая оценка параметров производилась строго в соответствии с Бранемарк протоколом и включает в себя :


1. клиническое изучение гигиены полости рта;

2. условия слизистой вокруг имплантата;

3. запись осложнений.

Убыль маргинальной кости, выявленная рентгенологически оценивалась числом шагов резьбы выше уровня кости мезиально и дистально после 1го и 5го года изучения.

Результаты.

Группа из 17 пациентов с 2 6 изучаемыми имплантатами (9 финестраций и 17 маргинальных и 18 контрольных имплантатов) наблюдалась в течении 5 лет. Весь этот период пациенты поддерживали удовлетворительную гигиену рта. У 19и тестируемых имплантатов состояние слизистой было без патологических изменений.

У других 5и тестируемых имплантатов (все являлись опорами съемных конструкций) наблюдалось тенденция к гипертрофии слизистой. Те же аналогичные явления наблюдались и у контрольных имплантатов, расположенных рядом. У 2х тестируемых и 2х контрольных имплантатов наблюдались гигивиты.

Резорбция маргинальной кости, выявленная рентгенологически, не имела больших различий ни в контрольной, не в тестируемой группах. Уровень резорбции маргинальной кости был от 1,0 до 1,7 шага резьбы на первый год наблюдения. Так же отсутствовала разница между контрольной и изучаемой группами. Отсутствовали значительные осложнения за весь пятилетний период наблюдения. Было утрачено 7 изучаемых и 8 контрольных имплантатов за пятилетний период наблюдения, т.к. отсутствовала остеоинтеграция этих имплантатов.

Группа 2.

За 4хлетний период наблюдения изучалась группа 4 6 человек со 100 контрольными имплантатами. За этот период было выполнено по 518 контрольных осмотров. Неудовлетворительная гигиена полости рта была отмечена у 9 пациентов с 13 имплантатами в 17 случаях. Проблемы со слизистой наблюдались в Эти случаях и составили - 5 случаев мукозита, 5 гигивита гиперпластических, 1 свищ.

За период наблюдения в течении одного года было утрачено от 0,2 до 0,6 мм маргинальной кости (от 0,3 до 0,8 шага резьбы).

Наблюдалось так же 4 8 контрольных имплантатов в этой группе пациентов. Было проведено 227 контрольных осмотров. Неудовлетворительная гигиена полости рта было выявлена у 8 пациентов с 12 контрольными имплантатами в 17 случаях. За первый год наблюдения выявлен только один случай осложнения со стороны слизистой - гиперплазия. Ни один контрольный имплантат не был утрачен.

Данное исследование указало, что обнажение имплантатов, наступившее во время их размещения или возникшее во время 1го года функционирования не приводит к проблемам нарушения целостности слизистой или прогрессирующей резорбции маргинальной кости. Исследование было ретроспективным, были атрибутированы все проблемы и ограничения. Самым объективным параметром была рентгенологическая оценка. Возможно, что при размещении имплантата с обнажившейся головкой или средней частью, при отсутствии достаточного объема кости, не всегда возникают проблемы со слизистой. Это даже в сравнении с контрольными имплантатами. Случаи утраты имплантантов одни и те же, что у имплантатов группы 2 с костной резорбцией до 5го шага резьбы (более Змм) первого года функционирования были минимальные проблемы со слизистой на всем 4хлетнем периоде наблюдения.

У некоторых имплантатов отсутствовали дальнейшая убыль кости, но у 2х имплантатов из 4х были выявлены симптомы воспаления, их лечение не проводилось, все эти два имплантата были утрачены. В целом за 4хлетний период наблюдения было утрачено 3 имплантата.

На протяжении всего периода наблюдения гигиена полости рта была приемлемой. Во всех случаях условия слизистой были признаны хорошими, иногда даже великолепными, что и сыграло позитивную роль для результатов. Естественно неудовлетворительная гигиена полости рта приводила к аккумуляции твердого и мягкого налета на имплантатах с обнажившейся резьбой, что в свою очередь приводило к инфицированию и утрате маргинальной кости. В указанном исследовании такие случаи отсутствовали, однако представляется интересным изучить их в будущих исследованиях для детерминирования указанного эффекта вокруг имплантатов и в клинической ситуации. Некоторые авторы предполагают, что условия слизистой прикрепленной или свободной не влияют на уровень гигиены полости рта, а по существу и на имплантат.

Рентгенологическое исследование выявляет отсутствие разницы в уровне резорбции кости между контрольными и тестируемыми имплантатами. Это группа 1. У имплантатов этой группы с финестрацией наметилась тенденция к незначительному повышению уровня резорбции маргинальных дефектов. Интересно, что у контрольных имплантатов был даже несколько больший уровень резорбции. И так имплантаты группы 2 за 5-тилетний период наблюдения показали наиболее низкий уровень резорбции маргинальной кости, Можно предположить, что различный уровень резорбции кости, возникший в течении 1го года функционирования, является скорее результатом прогрессивной перестройки кости.

Выводы.

Результат клинического исследования доказал, что проблемы слизистой рта не являются лидирующими при обнажении Branemark имплантатов у пациентов с хорошей гигиеной полости рта. Показанием для процедур хирургии наращивания является обнажение резьбы имплантатов.

Однако с другой стороны в свете результатов и репортажей об осложнениях хирургии наращивания эти показания являются спорными.

По-видимому, должны быть оговорены более строгие показания к применению барьерной техники.

Периодонтит и периимплантит. Иммунологические различия внеклеточного матрикса.

Структурные характеристики периодонтальных и периимплантальных тканей во многом аналогичны. Подлежащие под сулькулярными и соединяющими элементами эпителия, соединительные ткани десны находятся в прочном контакте с поверхностью имплантата по типу микросмосом, аналогично натуральному зубу.

Роль соединительной ткани при воспалительных явлениях вокруг зуба или имплантата велика. Бактериальная пенетрация стромы ведет к альтерации различных структурных компонентов и выделению медиаторов воспаления.

Коллагеновые (тип коллагена) и неколлагеновые(фибронектин, ламинин, протеогликозиды) растворяются в соответствии и их структурой стабильностью к протеолитическим механизмам или бактериальной пенетрации.

Более того, сравнительные изучения структуральных характеристик матрикса внеклеточных компонентов вокруг имплантата и периодонтальных тканей может быть интересным. Для исследования была сформирована группа в 10 человек (3 мужчины и 7 женщин от 53 до 78 лет, средний возраст - 64 года). Затем, было образовано 2 подгруппы 5 пациентов с естественными зубами (2 мужчины и 3 женщины) и 5 пациентов с полной адантией, реабилитированных (Т) Bonefit имплантатами (институт Straumann AG, Швейцария). Все пациенты были информированы о характере исследования и дали письменные согласия на участие. В исследование были включены пациенты с кровоточивостью и экссудацией при зондировании (в соответствии с Muhlemann и Son5. Измерение глубины кармана производилось в соответствии с периодонтальной пробой (ФСР 10, Hu-Fridy Чикаго). В данное исследование были включены зоны с глубиной кармана более 4 мм и локальной резорбцией кости более 4 мм, что было выявлено Rn-логически.

Биоптаты прикрепленной десны вокруг зубов или имплантатов были взяты в соответствии со стандартными методами преимплантаторной и периодонтальной хирургии - апикальный разрез и отслоение лоскута или при парамаргинальном разрезе. Биоптаты состояли из ротового, сулькулярного и соединяющего эпителия, с подлежащей соединительной тканью.

Во всех случаях переменялась инфильтрационная анестезия Ultracain D.S. forte (Hoetchst Germany) укол делался на расстоянии от 1 до 2 см от иссекаемых тканей. Ткани были немедленно заморожены (-700 жидкий азот).

Были произведены иммунологические процедуры окрашивания. Перед иммунологическим окрашиванием, биоптаты для лучшего ориентирования в тканевой топографии были окрашены обычным гематоксилин-эозионом.

Не выявлено морфологических различий в распределении коллагеновых и неколлагеновых гликопротеидов. Используя гистохимические критерии сравним ткани при периимплантитах и гингивитах. Благодаря значительной роли, которую играет экстрацеллюлярный матрикс в здоровом и патологически измененном состоянии, необходимо разработка моделей, позволяющих управлять процессами периимплантита.

Коллаген типа III подвергался более активно бактериальной пенетрации вследствие его локализации прямо под эпителиальной базальной мембраной, а так же вследствие его сенситивности.

Подробное распределение коллагена типа III в человеческом организме было уже описано.

Коллаген тип У более резистентный компонент коллагена против большинства протеолитических экзимов, бактериальной коллагеназы и других протеиназ. В данном исследовании обнаружена высокая локализация этого гликопротеина как в воспалительных тканях, так и в воспалительных периимплантарных тканях.

На ранних стадиях лечения раневого процесса возрастает образование коллагена типа У его высокая локализация в воспалительной слизистой и здоровой периимплантарной ткани сравнима со здоровой десной коллаген тип У играет большую роль в периимплантарной патологии и перестройке мягких тканей в процессе лечения. Chavricr и др. подчеркивает клиническую ценность коллагена тип III и фибронектина в гератонизированной десне, т.к. он стимулирует восстановление соединительной ткани вокруг имплантата после второго хирургического этапа или в случае воспалительной реакции.

В указанном клиническом исследованнии подчеркивается роль коллагена тип Y в периимплантарных мягких тканях. Chavricr и др. не изучали локализацию коллагена типа Y в здоровых периимплантарных тканях. Они изучали только коллаген типа I,II и IY так же не коллагеновые гликопротеиды (ламинин и фибронектин) и они не могли обнаружить значительной структурной разницы.

В указанном исследовании более интенсивно изучены здоровые периимплантарные ткани и обнаружено характерное различие в локализации коллагена типа Y и YI. Коллаген тип Y характеризует структуральные компоненты здоровой периимплантарной слизистой. В данном исследовании не было выявлено возрастание локализации коллагена типа Y в воспаленных периимплантарных тканях, сравнимых с воспалительной десной. Качественный анализ сравнения периимплантарных и периодонтальных тканей должен быть так же подтвержден морфологическим исследованием.

В заключении можно сделать вывод, что распределение различных коллагеновых и не коллагеновых структур матрикса в воспалительной десне и воспаленных периимплантарных тканях сходно. Локализация коллагена типа Y в мягких тканях может иметь большое теоретическое и клиническое значение в плане управления тканевыми процессами.

Обзор полимерных материалов, применяемых в имплантологии для направленной регенерации.

В последнее время клинически и экспериментально активно изучаются методы лечения, получившие название направленной регенерации.

Существуют два принципиальных направления в данной технике лечения. Если регенерирующая мембрана находится между дефектом периодонта и тканями десны - это направленная регенерация мягких тканей (Н.Р.Т.). Если мембрана находится между костным дефектом и тканями десны - это направленная регенерация кости (Н.Р.К.) Чаще применяют нерезорбирующиеся мембраны, которые убирают при Н.Р.Т. через 4-6 недель, при Н.Р.К. через 6-9 месяцев. Естественно, для этого требуется два хирургических этапа. Все это является не очень психологически применимым для пациента, а так же увеличивает стоимость лечения. Более оптимальным является использование биорезорбируемых мембран для Н.Р.Т. и Н.Р.К., которые полностью рассасываются после 1го этапа хирургии, выполнив свою миссию регенерацию подлежащих тканей. Биорезорбируемые мембраны обычно изготовляются в виде пластин из натуральных и синтетических материалов, которые интенсивно изучаются в клинической практике. В литературе упоминания о структуре материалов мембран для Н.Р.К. и Н.Р.Т. очень скудны. Данный обзор является базовым материалом о биорезоррующихся и биорезорбурующихся мембранах для Н.Р.К. и Н.Р.Т.

Еще в Древнем Египте 4 000 лет до нашей эры применяли швы для закрытия ран, металлические пластины для закрытия костных дефектов. Древние индийцы использовали шелк и волосы в качестве шовного материала. Chu упоминает о технике хромирования натурального коллагена для шовного материала. Такие ткани биологического происхождения как аминон и плацента были предложены в 1900 году для пластики дефектов кожи. Биоматериалы, используемые в хирургии делятся на материалы синтетического происхождения такие как полиамины, полиангидраты, полиэстеролы, и натурального происхождения, таки как альбумин, хитин, хитозан, коллаген, желатин, полисахариды.

С 1960 года широко применяется синтетический биорезербируемый материал коллаген. Коллаген является наиболее значительной частью структуральных полимеров в соединительной ткани и составляет более 1/3 части всех протеинов человеческого организма. Выделено более 13 типов коллагена, некоторые из них полностью охарактеризованы, некоторые не полностью.

Индивидуальные типы коллагена различаются по их прелиминарной структуре, такой как макромолекулярное стереорасположение. Кроме того он классифицируется на интерстициальный или волокнисто-формный коллаген базальной мембраны, и так называемый "малый коллаген", который появляется в относительно малых количествах в тканях. Из всех биополимеров натурального происхождения или синтезированных, которые применяются в хирургии, коллаген изучается наиболее интенсивно. В основном этополгученный из подслизистого слоя бычьих кишок, так называемый, кетгут. Ткани коллагена обрабатывают альдегидом, что приводит к перекрестному связыванию и стабилизации. Такая химическая обработка делает коллаген более резистентным по отношению к энзиматической деградации. Шовный материал, подготовленный таким образом, называется плоским кетгутом. Если шовный материал дополнительно обрабатывается триоксидом хрома, он называется хромированным кетгутом. Хромированный кетгут является более прочным и устойчивым к воздействию экзимов материалом. Изучен механизм биологической деградации коллагена, которая возникает в результате воздействия многочисленных лизосомальных ферментов. Воздействие начинается обычно с фосфотаз, которые активируют аминопептидазу. Коллагеназа так же принимает участие в экзиматическом расщеплении коллагена. Доказано, что активность коллагеназы выше при расщеплении денатурированных белков, чем нативного коллагена. Активность коллагеназы снижается, если коллаген связан с ионами металла, которые действуют разрушающе на энзимы, или с альдегидами. Следовательно, обработка формальдегидом или солями хрома улучшает кинетику этих материалов на основе коллагена. Установлено, что чиста трехспиральная молекула коллагена- не восприимчива к сильному антигенному воздействию. Более того, ассоциированная в продуктах клеточного распада основная субстанция или ассоциированная не спиральная телопетидная область коллагеновой молекулы может вызвать сильную антигенную активность.

Для снижения антигенной восприимчивости применяют методы диссциации очищения, реконституции коллагена. Источником такого коллагена служат сухожилия, кожа и шкура животных. Процессы реконституции коллагена приводят к образованию чистого коллагена, лишенного антигенных свойств. Благодаря свойству набухания первоначально кетгут использовался в микрохирургии. Водная дисперсия коллагена связанна G альдегидом служит производным для образования коллагеновой губки. Желатин, один из продуктов деградации коллагена, служит для инъекций денерации коллагена, применяют в пластической хирургии, для реконструкции дефектов кожи. Шовный материал на коллагеновой основе и гемостатическая губка широко известны и не требуют в данной статье дискуссии. Так же сильно возрос интерес к коллагену и его производным в качестве материала для мембран или пластин Н.Р.К. и Н.Р.Т. у пародонтологов, имплантатов, челюстно-лицевых хирургов. Результаты экспериментального и клинического исследований коллагена как источника биосовместимого материала дискутируются.

Синтетические полимеры.

Предложенные синтетические полимеры обладают большим преимуществом, чем материалы естественного происхождения. Синтетические полимеры, приготовленные под строгим контролем условий, могут быть лишены, если это необходимо, неблагоприятных свойств. У синтетических полимеров отсутствует широкий спектр как физических, химических и механических свойств, способных вызывать альтерацию клеточных структур. Поиски простой синтетической альтернативы коллагену начались в I960 году. До этого времени коллаген был единственным доступным коммерческим материалом.

Затем были синтезированы альфа полиамида, полиглицина и полипропилена. Но сначала их биодеградирующие и биорезорбирующие свойства не были выявлены. Schmitt и Palistina выявили, что альфа полистеролы аналоги альфаполиамидов в самом деле являются биорезорбирующими материалами, и с тех пор эти полимеры применяются в хирургической практике.

Алифатические полиэстеры.

Самый простой альфаполиэстер - это пролигликолевая кислота (П.Г.К.), которая была синтезирована в 1930 году W.Carothers, отцом нейлона. К этому времени было замечено, что большим недостатком эти полимеров является их гидролитическая нестабильность, что привлекло внимание Schmitt и Palistina.

В 1960 году Frazza и Schmitt усовершенствовали процедуру синтеза П.Г.К. с высоким молекулярным весом и следующим аналогом в этой серии стала - полилоктоноавая кислота (П.Л.К.). П.Л.К. синтезирована из альфа ацетиловой кислоты, коммерческое название которой гликоликовая кислота. При медленном нагревании гликолевая кислота превращается в циклическую форму и называется гликомидом. При каталитических реакциях открытого типа этот альфагликомид полимиризуется в П.Г.К. с большим молекулярным весом, которая характеризуется высокой кристалличностью, а так же высокой точкой плавления 2300 С и низкой растворимостью в органических растворителях.

П.Т.К. была использована как первый шовный материал в Америке!7. П.Г.К. широко используется под коммерческим названием Dekxon Braun Melsunden Germany с 1970 года. Дексон шовный материал быстро резорбируется и теряет свою механическую прочность за период от 2 до 4 недель.

Полилактоновая кислота.

С асимметричным атомом углерода лактоновая кислота становится оптически активной. Полимеризация происходит при реакциях открытого типа. П.Л.К. т.к. обладает дополнительной метиловой группой. Этот лимит воды снижает случай резорбции в сравнении с П.Г.А.18,19 П.Л.К. более растворима в органических растворителях, чем П.Г.К. П.Л.К. имеет две стереометрические формы поли - D локтоновая и поли - Z локтоновая кислота.

П.Л.К. Z форма благодаря своим механическим свойствам применяется в качестве шовного материала, скобок, ортопедических приспособлений. Процессы синтеза П.Г.К. и П.Л.К. идентичны. При реакции сополемиризации П.Г.К. и П.Л.К. получают сополимеры с большим молекулярным весом. Эти сополимеры хорошо изучены. А- сополимер П.Т.К.'и П.Л.К, в соотношении 9:1 называют полиглицин 910, который используется для биорезорбируемого шовного материала торговая марка Vicril (Etkicon Nordersted Germany). Обладая высокой кристаличностью Р.Г.К. ее быстро утрачивает в реакции сополимеризации с гликолиевой кислотой и лактоновой кислотой. Это морфологическое изменение возникает и при гидротации и гидролизе.

Поли Е капролактон.

Это полимер был истерирован Carotyers в 1930 году. Его коммерческий неуспех был обусловлен дегидрированием этого материала микроорганизмами. Поли Е пролактон не получают в реакциях полимеризации открытого типа из капролактона, используя катализ анонный, катионный или путем свободного радикальна реакции полимеризации открытого типа из 2 метилен 1-3 диокзепана. Поли Е полактон полукристалический полимер. Он обладает высокой растворимостью, низкой температурой плавления (590С - 600С), исключительной способностью к смешиванию. Все эти свойства стимулируют дальнейшие исследования этого пролимера в качестве биоматериала. Поли Е капролактон рассасывается значительно медленнее поли D, Z лактонов и следовательно может применяться в различных приспособлениях, сохраняя свою механическую прочность более года. Характерные особенности этого материала детально изучены Р, + + и соавторами. Имплантационные приспособления из Е капролактона сроком службы до 1го года нашли широкое применение в Европе и США. Благодаря большой исследовательской работе с Е капролактон и поли Е копралоктон признаны великолепными, нетоксичными, хорошо совместимыми с тканями материалами. В Европе поли Е капролактон нашел клиническое применение в качестве резорбирующихся скобок для закрытия ран. В будущем благодаря своим прекрасным качествам смешивания и сополимеризации капролактон может быть использован для Н.Р.К. и Н.Р.Т.

Полидиксанон. (П.Д.С.)

П.Д.С. это гомополимер из р- диоксанона, полученный при полимеризации в присутствии катализатора Е + Zn.

Полигликолиевая кислота и викрил более эластичный новый материал, чем кетгут но менее, чем шолк. Эти материалы обладают достаточной жесткостью, поэтому используют очень тонкие их размеры. При операции на кишечнике они довольно быстро теряют свою прочность, если используются без других материалов. Штифтовые материалы могут удлинять процесс тканевых реакций.. Полидиксанон хорошо изучен, как материал, лишенный этих прблем. Это моноволокнистый шовный материал, дающий низкие тканевые реакции. Материал является резорбирующимся вследствие присутствия связи с эфиром, а эластические свойства выражены благодаря замены связи с простым эфиром на связь со сложным эфиром.

60% его прочности сохраняется после 4х недель применения, а полностью утрачивается через 8 недель. Время полной резорбции от 4 до 6 месяцев. Другие аспекты применения П.Д.С. фиксирующие штифты, при несложных переломах, скобки и пластины для реконструкции стенок глазницы.

Триметилев карбонаты.

Поиски биорезорбируемых материалов, которые гидролизируются в физиологически нейтральные компоненты привело к открытию группы алифотических карбонатов и их сополимеров. Полимеры синтезированы в реакция полимеризации открытого типа и реациями сополомеризации с другими циклическими карбонатами или лактатами. Циклические карбонаты 1,3 диксанон - 2 (ТМС) и 5,5 дилитил 1,3 диксан 2 - ДМТ МК применяются как мономерные компоненты, в Махоn шовном материале. Премиликарнак характеристика invitro и vivo сополимеров диметилтритметилена карбоната была выполнена Shieh и др. Hurzeler и др. оценили использование кополимера поли D, L лактида и триметилкорбаната в Н.П.К. модели на обезьянах. У 8-ми обезьян была хирургически создана атрофия альвеолярного гребня. После Зх месячного периода заживления, был выведен субпереостальный расширтель, производилось расширение мягких тканей беззубой ткани в течении Зх недель продолжался.

Размещение титановый дистольных имплантатов было произведено на альвеолярном отростке с большим дефектом кости. На контрольной стороне был помещен, наращивающий полотетрафтор этилен (е PTFE) материал, на другой стороне была применена пластина из триметрилен карбонат сополимер D,L лактода 70:30. Расхождение мягких тканей наблюдалось только на контрольной стороне, в то время как расхождения мягких тканей на эксперементальной стороне выявлено не было. Гистологическое изучение биоптатов спустя 4 месяца после процедур наращивание выявило значительное увеличение обьема кости на эксперементальной стороне по сравнению с контрольной стороной. В эксперементальной поисковом исследовании Lundrin и др. изучали применение полилактоновой кислоты, ее плстической формы, сополимеров полиоктановой кислоты и триметилен корбоната при дефектах краниальных костей.

Биодеградация и биорезорбция.

В литературе о Н.Р.К. и Н.Р.Т. термины биорезорбция, биодеградация и биоабсорбация часто неправильно трактуются. Определение даны Vert, Vert и другими.

Биодеградация - это разрушение твердых полимерных материалов и приспособлений из них in vivo с рассеиванием, но не обязательно выведением из организма. Это определение исключает разрушение полимерных материалов грибами, бактериями или в окружающей среде. Биодеградацию полимеры под воздействием биологических элементов, сохраняющих целостность организма распадаются на отдельные макромалекулы, фрагменты или другие продукты распада. Эти продукты могут выводиться из активной зоны действия, не огбязательно из организма.

Под биорезорбирующеми материалами понимают такие полимерные материалы, которые распадаются in vivo, а затем резорбируются, т.е. элементируются естественным путем фильтрации или путемматаболизма продуктов распада. Таким образом, биорезорбция - это полное выведение чужеродного материала и продуктов его распада с низким малекулярным весом без следовых эффектов. Применив термин "резорбция" - показывают, что элименация произошла полностью.

Биоабсорбация- это растворение твердях полимерных материалов в жидких средах организма без расщепления полимерной цепи или снижения молекулярной массы.

Например: медленное растворение водорастворимых имплантационных материалов в жидких средах организма. Биоабсорбируемые полимеры могут биорезорбироваться, если их молекулы эксрипируются.

Деградация in virto.

Распад поли L гидроксиловой кислоты происходит в водной среде путем беспорядочным гидролиза основной массы эфирных связей в полимерной цепи. Это сопровождается снижением молекулярной массы. Продуктом дегидзротации является мономер корбоксиловая кислота, которая катализируется продуктами распада. Водные растворы диффузируют в аморфные области по ΙΙΙ в кристаллические зоны. Следовательно, аморфная часть более восприимчива к джеградации, чем кристаллическая. Предполагается, что распад кристаллических и поликристаллических полимеров происходит в 2 стадии сначала аморфной зоны, потом кристаллической зоны. Обычно, степень деградации и резорбции у полимеров с высоким молекулярным весом и правильной ориентацией ниже. Пористые материалы, содержащие различные включения распадаются быстрее, чем непористые и чистые.

Деградация и резорбция in vivo.

Имлантационные материалы находятся в различных тканях и средах организма. В большинстве Среды организма состоят из водных растворов протеинов, экзимов, солей. Деградация алифатических полисахаридов in vivo, а так же резорбция описана как утрата физической и химической интеграции, что происходит в результате гидролиза Kronenthal описывает 4 стадии :

1) гидротация;

2) гидротация и дегидротация;

3) дегидротация;

4) резорбция.

Hollinder44 свидетельствует о разных направлениях метаболизма гликолиевой кислоты и лактоновой кислоты молочная кислота принимает участие в цикле. Кребса и экстретируется легкими в виде конечного продукта С02.

На гликолиевую кислоту воздействует гликонат оксида, что приводит к трансформации в гликоксилат, который участвует в синтезе протеинов или цикле кребса. Присутствие молекул энзимов влияет на клетку разорбции П.Г.К. и П.Л.К. и эластомера поли Е (краполактона). С физической и физико - химической точек зрения экзимы являются длинными молекулами, которые не могут генерировать твердые синтетические полимеры. Salthouse и Maltaga изучали эффективность некоторых шовных материалов в одной среде. Их вывод процессы биодегенерации являются чисто гидролитическим и экзимы не эффективны при этом. Hollind и др. критически относится к литературным упоминанием о влиянии энзимов на деградацию алимфатических полистеролов; эти авторы пришли к выводу в своих исследованиях, что, предположительно, вовлечение энзимов на ранних стадиях гидролиза стеклополимеров. На последних стадиях это вовлечение является более декларированием, т.к. возникают эрозия и физическая фрагментация. В противоположность для полимеров на основе резины, экэимы играют значительную роль в деградации и резорбции. Время для биорезорбции следующее:

1) Поли (L лактоновая) 18-36 месяцев

2) Поли (D,L лактоновая) 4-6 месяцев

3) Поли колид 3-4 месяца

4) D,L лактин сополимер гликолид (50:50) 2-3 месяца

5) D,L лактин сополимер гликолид (85-15) 2-4 месяца

6) D,L лактин сополимер гликолид (90-10) 2-3 месяца

7) Поли диксон 4-6 месяцев.


Биосовместимость.

Биосовместимость означает способность материала вступать в адекватное множество реакций при специфическом его применении. Биосовместимость, в основном, оценивается через систему тканевых культур; изучением триимплантарных тканей экспериментально, гистологически, патологических состояний, изучением реакций иммуногенеза, курцинозенеза, тромбогенеза. Комплекс результатов множества этих реакций вовлекает более взаимозависящие механизмы взаимодействия материал ткань.

Главная цель для биоустойчивых материалов, имплантационных приспособлений и протезов - это снижение реакций материал ткань. Взаимодействие живой среды с материалом должно быть приемлемым и устойчивым в течении длительного периода времени лечения или применения. В случае биорасдающихся и биорезорбирующихся материалов, продукты деградации которые могут долго взаимодействовать с живой системой, оптимальным местом применения может быть фармакология, чем источник сырья для имплантации. Многое авторы опубликовали работы, посвященные изготовлению шовного материала из алифатических полистеров.

Коммерческий материал состоит из полигликолида (Dexon) поли (L лактона сополимергликолид) 10:90 (Vicril) поли (гликолид сополимер триметил карбонат) 67,5:32,5 (Махоп) и поли диоксанон P.D.S. В случае шовного материала воспалительная реакция декларирована более для Dexon и Vicryl (монолуклеарные клетки, полиморфонуклеарные лейкоциты, лимфоциты, гистоциты, гигантские полинуклеарные клетки) чем для Махоп и P.D.S. (мононуклеарныемакрофаги, немного нитрофилов, гигантские полинуклеары, образование коллагеновой капсулы. Развитие имплантационных приспособлений и систем требует исследования применения биорезорбируемых, биодеградируемых, биоабсорбируемых полимеров. Применение указанных полимеров рассмотрено Zanger и Chasin и Zanger в деталях.

Kulkarni и др., Kulkarni и соавторы, Cutright и др. и Cutright и Hunsuck первыми описали предварительные эксперименты применения полилактоновой кислоты в качестве приспособлений для внутренней фиксации. Kulkarni и др., Kulkarni и соавторы 53 использовали шрифты из L и D, L Р.Л.К. для фиксации переломов нижней челюсти у собак, и подтвердили минимальную воспалительную реакцию обоих полимеров. Cutright и др. опубликовали данные исследования применения трансоссольных лигарур из поли (лактоновой кислоты) для фиксации переломов нижней челюсти у обезьян. Животных выводили из опыта через 2 или 12 недель. Через 12 недель, когда образовалась костная мозоль, шовный материал был инфильтирован клеточными материалами соединительной ткани: фибробластами, эндотемиальными клетками, мононуклеарными фагоцитами, гигантскими клетками. На шовном материале располагались пучки юного колагена и васкуляризованная соединительная ткань. Тканевая реакция была ограничена непосредственно областью швов.

Исторический обзор ранних работ с П.Л.К. и П.Г.К. в качестве приспособлений внутренней фиксации опубликован Vert и др. которые тщательно описали функциональные свойства полимеров : источник полимера, молекулярный вес, расщепление молекулярного веса, параметры производства. Опубликованы и спорные данные кинетики, деградации, сохранение механической прочности, степень воспалительной реакции П.Л.К. и П.Г.К. и конструкций на их основе.

Daniels и др. опубликовали сравнительный обзор о применении биорезорбирующих, биодеградирующих и биоабсорбирующих полимерах и для интраоссальной фиксации. В 1990 году было разработано около 40 различных форм полимеров и композитов, опубликованы исследования клинического применения стержней и других конструкций из П.Г.К., поликсанона, П.Л.К.

В США и Европе в общей клинической практике обычно используются два представителя этой большой группы. Это Р.Г.К. стержни, коммерческое название которых биофиг, другой представитель это шрифты полидиоксанона, которые выпускаются под промышленным названием ортосоруб (Ortosoro), (Jonson & Jonson, New Brunswick NJ) в США и (Ethipin Ethicon) и Европе.

Биодеградация и биосовместимость Р.Г.К. полимеров изучена Bostman и др. в гистологических исследованиях биоптатов сотен его пациентов. Из 516 его пациентов у которых проводилось лечение с применением Biofix, у 7ми пациентов 1,2% потребовалось повторное хирургическое вмешательство по поводу неудачи конструкции Biofix; у 9ти пациентов 1,7% наблюдалось бактериальное инфицирование после операционной раны.

Локальное накопление жидкости было отмечено у 41 пациента - 7,9%. Такие поздние асептические реакции требовали хирургического дрешерования; манифестировали гиперемией кожи, отеком, временами болью. Более того, автор отмечал, что при неадекватном и своевременном лечении образовались традиционные полости. Самой оптимальной чертой полификсановых штифтов явились их несвоевременные механические свойства и кинетика деградации. Эти штифты имеют тенденцию утрачивать свою механическую прочность раньше сроков гарантированного заживления костной раны.55 Оба материала П.Г.К. и полидиксанон обладают недостаточной рентгеноконстрастионностью, что не позволяет проводить послеоперационное рентгенологическое идентифицирование имплантатов.

На протяжении последних трех лет появилась тенденция к широкому применению, так называемых моделированных имплантатов. Claes и др. Helling и др., Rehm и др. усовершенствовали биорезорбированные штифты, преодолев отрицательные черты полификсанопа и полигликолида. Для своих штифтов они избрали поли (L лактид сополимер D L лактид 70:30) с изгибающим моментом сил 123,7 МРа. Рассасывание и снижение механической прочности этого материала начинается в 9 месяцев и заканчивается к 18 месяцам. Полностью материал метаболируется через 24 месяца. При рентгенологическом исследовании материал можно идентифицировать и оценить процесс деградации и резорбции. Модификация этих штифтов позволяет их применять в качестве небольших компрессионных конструкций на фрагментах костей. Тест на биосовместимость показывает по сравнению с Biofix отсутствие воспалительной реакции. Гистологическое исследование выявило отсутствие антигенной реакции на продукты распада и резорбции этих штифтов.

Suuronen произвела обзор резорбирующих и биодеградирующих конструкций, применяемых для фиксации переломов. Она сделала вывод, что все эти материалы толерантны к тканям организма, лишь иногда возникают незначительные воспалительные реакции вокруг имплантатов. Bergsma и др. отмечают реакцию антиген - антитело, возникшую вокруг поли (L лактоновых) пластин и винтов.

Семь из десяти пациентов на 35 и 44 месяца потребовалось хирургическое вмешательство по поводу осложнений в зоне имплантации.

Но авторы не отмечали изменения цвета кожных покровов, или признаков острого или подострого воспаления. Наблюдалась только отечность зоны имплантации. Микроскопический анализ показал наличие реакции антиген - антитело вокруг поли (L лактона) в другой части имплантата были обнаружены несколько поли морфоядерных лейкоцитов, внутренняя часть была выстлана тканью с макрофагами гигантскими антигенными клетками и фиброцитами. Авторы выдвинули гипотезу, что эта реакция антиген - антитело в комбинации с биохимической реакцией на кристаллические фрагменты поли (L лактона) Pistner и др.67 и Gutwalt и др.68 изучали поведение 2 аморфных формы и один у кристаллический вид поли L лактона в поравертибральных мышцах крыс. Кристаллическая форма сохранила стабильной свою структуру в течении 116 недель. Не наблюдалось ни воспалительной реакции ни реакции антиген - антитело. После 116 недель аморфная форма с большим молекулярным весом рассосалась почти полностью. Аморфная форма с низким молекулярным весом так же была полностью метаболизирована. Во время периода дегенерации и резорбции наблюдалась умеренная гистологическая воспалительная реакция.

Большое значение в изучении материалов для Н.Р.К. и Н.Р.Т. приобретает градуированное превращение нерезорбирующих мембран в биодеградирующие и биорезорбирующие мембраны. Функциональные требования так же определяют применение подобной техники.

Кинетика биодеградации и биорезорбции может драматически изменяться при присутствии
таких добавок, как пластификаторы.

Например : такой пластификатор, как эфир лимонной кислоты, который применяют в пищевой индустрии при производстве пластиковых сумок и фольги. Во время процесса изнашивания полимерных сумок пластификаторы диффундируют у упакованную пищу. В последствии они инкорпорируются в организме человека через пищевые цепи. Биосовместимость здесь включает в себя такие процессы как иммунные реакции, канцепрочность, тромбогенность.

Ранее Федеральной администрацией лекарств FDA в США одобрены два вида мембран для Н.Р.Т. - Resolut мембрана (WL Gore Flaggstaff AZ) и направляющая мембрана (Guidor AB Huddinge, Sweden).

Несколько других мембран находятся в стадии экспериментальной и клинической разработки. Многие из них определены FDA, как считающиеся в общем безопасными до завершения их полного клинического испытания и утверждения FDA. Экспериментальные и клинические результаты исследования биорезорбируемых мембран из биосовместимых материалов детально дискутируются.

В общем биорезробирующие материалы толерантны в живых тканях. Было выяснено, что биосовместимость биорезорбирующих полиэстеров зависит от других факторов, чем они сами, выщелачивание низкомолекулярных соединений в присутствии ощелачивающих загрязнителей является пусковым механизмом воспаление. Воспалительную реакцию бирезорбирующих полимеров и имплантатов вызывает массовое кислых продуктов деградации и резорбции. Окружающие имплантат ткани обладают низкой способностью к элементации продуктов распада из-за их низкой васкуляризации и метаболической активности, а клинический состав продуктов распада ведет к временному локальному повреждению. Возрастание осматического давления или рН манифестирует локальным скоплением жидкости и формированием полостей и пазух.

Механические свойства.

Одним из главных свойств материалов, применяемых в качестве шовного материала, а так же используемых в качестве конструкций для фиксации является механическая прочность. В целом механические свойства и прочность алифатических полимеров незначительно разнится друг от друга и замечательно отличается от прочности металла или кости. Механические свойства полимеров строго зависят от их молекулярного веса ориентации, кристалличности, чистоты материала, наличие дефектов.

Присутствие таких структур как волокна или нити изучает их механические качества. А наличие загрязнений наоборот ухудшает. Алифатические полистеролы вязкоэластичны. В зависимости от процессов деградации такие материалы проявляют получить и делаются более податливыми. Это необходимо принимать во внимание во время функционирования приспособлений из полимеров. При комнатной температуре полимеры относительно твердые, при достижения точки плавления они становятся более эластичными. Эти качества используют для изучения их свойств податливости и биорезорбции.

Стерилизация.

При обычных методах стерилизации наступает гидролиз полиэстеров. Отсюда и проблемы стерилизации. Кроме того, эти полимеры обладают термо и радиационной лабильностью, неустойчивостью к влаге. Паро - и сухожаровая стерилизация ведут к необходимым изменением формы и размеров имплантантов. Стерилизация низкотемпературной плазмой и электронным изучением требует дальнейшего изучения. Наиболее приемлемыми способами стерилизации являются гамма облучения и стерилизации в спирте (этилен оксид) стерилизация Eto.


ООО "Конектбиофарм"


2011-07-04 15:51:18

Мое меню

E-mail или Логин:


Пароль:



Регистрация

Обратный звонок:
Просто введите свой номер телефона и наш специалист перезвонит в ближайшее время

 
 
 
 

U-Impl Switzerland GmbH

ООО Дент Топ: Россия, г. Москва, проспект Мира д.69 стр.2
Тел./факс: (495)631-63-91 +7(926) 093-13-13 www.simpl-swiss.ru