Budapesti Műszaki és Gazdaságtudományi Egyetem Villamosmérnöki Kar
Biokompatibilis Anyagok
Felszívódó implantátumok alapanyagai
Szerzők: Kalmár Viktória (HNOMFV) Sélley Torda László (EBO5IB)
2012. december 3.
Tartalom Bevezetés .................................................................................................................................... 2 Fém implantátumok.................................................................................................................... 2 Kerámia implantátumok ............................................................................................................. 3 Felszívódó polimer alapanyagok ................................................................................................ 4 Orvosbiológiai textilanyagok ..................................................................................................... 7 Általános követelmények ........................................................................................................... 8 A szervezetbe beültethető orvosbiológiai textilkészítmények ................................................... 9 Biológiailag lebomló elektronikai eszközök ............................................................................ 11 Lebomló implantátumok tulajdonságainak változása .............................................................. 12 Polimer csontlemez .................................................................................................................. 12 Kalcium-foszfát erősítésű polimer szál .................................................................................... 15 Hidroxiapatit bevonattal rendelkező csavar ............................................................................. 16 Hivatkozások ............................................................................................................................ 18
1
Bevezetés A kezdetben az implantátumok túlnyomó többsége fémből készült. Fém implantátumok alkalmazása során különböző előnyöket, illetve hátrányokat kell figyelembe vennie a tervező mérnöknek. Fémötvözetek legfontosabb hátrányai, hogy korrodálódnak; kopnak, így törmelék képződik, s ezek metallózishoz, illetve lokális és távoli biológiai reakciókat válthatnak ki. További hátrányuk, hogy érzékenyek az elektrokémiai korrózióra, valamint nagy a rugalmassági modulusuk (mivel a környezettel azonos lenne az ideális). A fém implantátumok hátrányos tulajdonságaik mellett olyan jelentős előnyökkel (nagy szilárdság, nagy szívósság és jó alakíthatóság) rendelkeznek, amelyek sok esetben indokolják további alkalmazásukat.
Fém implantátumok A fém implantátumokat három csoportba sorolhatjuk: rozsdamentes vagy saválló acélok, kobalt-króm ötvözetek, és titán-ötvözetek, azonban minden esetben rendkívül fontos, hogy passzív oxid réteg legyen az implantátum felületén. Az implantátumok területén a leggyakrabban alkalmazott saválló acél a 316L ausztenites acél, amely ötvözőként nikkelt (10-14%), krómot (17-20%), molibdént (2-4%) tartalmaz, de széntartalma kevesebb, mint 0,03%. A króm-oxid réteg kritikus elektrokémiai potenciálja közel azonos az in vivo környezetben kialakuló potenciálkülönbséggel, amely a króm-oxid réteg részleges elbomlását eredményezi. Tehát korrodálódik a termék, s Ni2+, Cr3+ fémionok kerülhetnek a környező szövetekbe (metallózis), valamint távolabbi testrészekben felhalmozódhatnak. A korrózió következtében az implantátum-csont kötés meglazul, ezzel magyarázható, hogy alkalmazásuk időtartama 6– 12hónap. Ezeket az anyagokat tipikusan csonttörések esetén csontrögzítésekhez szokták alkalmazni, például rudak, lemezek, csavarok, szögek, fixatőrök. A fém implantátumok második nagy csoportja a kobalt-króm ötvözetek, amelyekből elsősorban ortopédiai implantátumokat állítanak elő, például lemezeket, csavarokat. A két legfontosabb kobalt-króm ötvözet az öntött Co-Cr-Mo (ASTM F 75), amely durvaszemcsés, 2
inhomogén anyag, illetve a Co-Ni-Cr-Mo (ASTM F 562), amely finomszemcsés, ausztenites szerkezetű. Fémek között utolsóként a titán alapú ötvözeteket tárgyaljuk. Ezen implantátumok felületén titán-oxid réteg képződik, amely tökéletesen szövetbaráttá (inaktívvá) teszi őket. Meglehetősen nagy a szilárdságuk, jó a korrózióállóságuk, valamint kicsi a rugalmassági modulusuk. Ezeknek a tulajdonságainak köszönhetően vált egyik meghatározó alapanyagává az implantátumok gyártásának. A leggyakrabban alkalmazott titánötvözet a Ti-6Al-4V (ASTM F 136). A termékeket kovácsolással 700-950°C-on állítják elő. A titánötvözetekből gyakran készítenek csipőprotéziseket, az oszteoszintézishez velőűrszegeket. [1]
a)
b) 1. ábra. a) Csípőprotézis röntgenfelvétele [2] b) Fixatőr [3]
Kerámia implantátumok A második nagy csoport a kerámiákat foglalja magába. A kerámiákat is régóta használják az orvostechnikában
implantátumok
anyagaként,
elsősorban
bioinert
tulajdonságaik,
kopásállóságuk és keménységük miatt. Az utóbbi években azonban egyre inkább előtérbe kerültek az ún. bioaktív kerámiák is, amelyek kémiai kötéseket képesek létrehozni az implantátum és a környező élő szövet között. A kerámiák reaktivitásának nincs definiált mérőszáma, de általában a pH értéket, a szövetekkel való reakciókészséget és az ionos oldóképességet szokták figyelembe venni. Általánosságban azt mondhatjuk, hogy az a kerámia, amely a szomszédos szövetekkel csak minimálisan lép kölcsönhatásba, bioaktív; az, amelyik részben oldható, és a felületén keresztül lehetséges bizonyos fokú ionáramlás, végül 3
oldódó az a kerámia, amelyik egy meghatározott idő eltelte után beleolvad az őt körülvevő szövetbe. A bioinert kerámiák legfőbb jellemzője a merevség, szilárdság és a szívósság. A merevség az implantátum és a környező szövet mechanikai kölcsönhatását jellemzi. Meghatározó a csontban és az implantátumban ébredő feszültség szempontjából is, és hatással van a feszültséggyűjtő helyek kialakulására, a feszültségeloszlásra és a feszültségek hatékonyságára is. Fontos, hogy a bioinert kerámiák tartósan őrizzék meg a szerkezeti egységüket olyan terhelések esetén is, amelyek jóval meghaladják a használatuk során fellépő legnagyobb feszültséget. Egy implantátum biokompabilitása akkor optimális, ha az anyag felületén bekövetkezik a környező szövetek normális fejlődése, növekedése, valamint az implantátum és a szövetek között folytonos átmenet biztosítja az ott fellépő terhelések átadását. Ennek a követelménynek tesznek eleget a bioaktív anyagok. Fontos tudni, hogy milyen állandó terhelésnek van kitéve a beültetett implantátum, ugyanis alkalmazásuknak korlátot szab kis mechanikai szilárdságuk. Tömbanyagként olyan helyeken lehet alkalmazni, ahol nyomó-igénybevételnek vannak kitéve az anyagok. Egyéb helyeken ezzel a kerámiával bevont nagyobb szilárdságú fémeket alkalmaznak.
Felszívódó polimer alapanyagok Az első felszívódó polimereket időszámításunk szerint már 150 körül Galen alkalmazta, aki hírnevét a gladiátorok ápolásával alapozta meg. Akkoriban macskabelet használt, azonban az enzimatikus degradációja idegentest hatást válthatott ki, amely különböző fertőzéseket okozhatott a betegnél. A felszívódó, lebomló polimerek eredetük szerint lehetnek természetesek vagy szintetikusak. Általánosan, a szintetikus polimerek több, rendkívül fontos előnnyel rendelkeznek a természetes polimerekhez képest. A mechanikai tulajdonságaik, a gyártási paraméterek változtatásával, széles tartományban változtathatók. Az előállított szintetikus polimerek homogenitása jobb, mint a természetes polimereké. A szintetikus polimerek előrelátható, megjósolható szövettani reakciókat váltanak ki, ellenben a természetes polimerek különböző, intenzívebb és egyes esetekben előre nem látható gyulladásokat okozhatnak. 4
Ezen újszerű implantátumok emberi szervezetben való alkalmazásának igen szigorú és hosszadalmas engedélyezési eljárása van, amely során a legkülönbözőbb előírásoknak kell megfeleljenek, valamint kísérletekkel, mérésekkel kell igazolni használhatóságukat. Kezdetekben a tejsavból és glikolsavból előállított polimereket vizsgálták, hogy megfelelneke az orvosi alkalmazásukhoz szükséges feltételeknek. A biodegradábilis polimereket a gyógyászatban elsősorban a sebészetben, valamint a gyógyszerhordozó rendszereknél alkalmazzák. Egyik legrégebben bemutatott, és egyik legtöbbet vizsgált, teljesen szintetikus, felszívódó polimer a poliglikolsav (PGA). PGA a legegyszerűbb lineáris alifás poliészter. PGA volt az első teljesen felszívódó szintetikus polimer. A PGA polimer kristályossága nagy (45–55%) és magas olvadáspontja (220-225°C). A poliglikolsavból készített szálaknak nagy a szilárdsága és a modulusa, azonban túl merevek ahhoz, hogy varratanyagként alkalmazhassák, kivéve a fonatolt formációit. PGA varrat már 2 hét után elveszíti a szilárdsága 50 százalékát, 4 hét után már közel 100 százalékát, majd 4-6 hónap alatt teljesen felszívódik. A glikol más monomerekkel történő kopolimerizációja csökkentett merevségű szálat eredményez. A politejsav (PLA) tejsavból állítható elő polimerizációval, vagy polikondenzációval. A tejsavnak kétféle isomerje lehet: d- illetve l-laktid, amely a természetben is megtalálható, valamint szintetikus úton előállítható a d- és l-laktid keveréke is. A poli(l-laktid) homopolimerje (LPLA) részben kristályos polimer, nagy a húzószilárdsága, kicsi a nyúlása és nagy a modulusa. Ezek a tulajdonságai teszik alkalmassá a gyógyászatban teherviselő elemek, mint például ortopédiai rögzítők, vagy varratfonal készítésére. LPLA közel két év alatt bomlik le teljesen az emberi szervezetben. A poli(dl-laktid) amorf szerkezetű anyag, a tejsav két izomerje véletlen eloszlással van jelen a polimerben; kicsi a húzószilárdsága, nagyobb mértékű a nyúlása és jelentősen rövidebb idő alatt lebomlik, mint LPLA. Az előbb említett tulajdonságai miatt előszeretettel alkalmazzák felszívódó, gyógyszerhordozó és adagoló rendszerekben. Gyakran kopolimerizálják a két polimert, hogy javítsák a mechanikai tulajdonságokat, valamint gyorsítsák a felszívódás folyamatát.
5
Elismert biokompatibilitási tulajdonságai miatt Európában előszeretettel alkalmazzák biológiailag lebomló varratanyagként. Mivel a poli-ε-kaprolakton mintegy két év alatt bomlik le, ezért a bioabszorpció gyorsítása érdekében más monomerekkel szokták kopolimerzálni. Például, ε-kaprolakton és dl-laktid kopolimereket gyártanak a gyorsabb felszívódás érdekében. A glikol és az ε-kaprolakton blokk-kopolimerjének kisebb a merevsége, mint a tiszta PGA, így egyágú fonal varrat készíthető belőle. A poli(laktid-glikolid) kopoilmer a tejsav és a glikolsav dimerjének kopolimerizációja során keletkezik. Legkülönfélébb célra alkalmazzák ezt a polimert az orvostechnikában, mivel rendkívül széles tartományon belül változtathatók a mechanikai és degradációs tulajdonságai. Az első klinikailag alkalmazott felszívódó PGA/PLA kopolimer a 90/10 PGA/PLA kopolimer volt, amely a PGA-ból készült fonatolt varrathoz hasonlított leginkább. A beültetés után 90– 120 nap alatt felszívódott, a szilárdságát hosszabb ideig megtartotta, mint a PGA, azonban gyorsabban felszívódott. A kopolimer tipikusan random elrendezésű, amorf szerkezetű, amennyiben a kopolimer 25-70 mol százalék között tartalmaz poliglikolsavat. Tiszta PGA kristályossága körülbelül 50%, míg a PLLA kristályossága 37%-os. A felszívódó polimerek orvostechnikai alkalmazása egyre szélesebb körű, mivel az ellátottak életminőségének jelentős javulása várható, hiszen a későbbi beavatkozások elkerülhetők, ezáltal minimalizálható a szervezetben okozott trauma. Használatának több indoka lehet, de az egyik legfontosabb, hogy a beültetett implantátum eltávolításához nincs szükség második műtétre, ezáltal leegyszerűsödik az operáció utáni kezelés. Ha a törött csonthoz merev, nem lebomló, rozsdamenetes acél implantátumot ültetnek be, akkor fennáll az újratörés esélye az implantátum eltávolítása után, mivel a merev rozsdamentes acél implantátum viseli a terhelést, ezért a törött részeknél nincs elegendő terhelés a csontregenerálódáshoz. Azonban a lebomló implantátumok lebomlási időtartama tervezhető, így elérhető, hogy a terhelés lassan, fokozatosan adódjon át a kezelésre szorult csontra. Másik egyre gyakrabban alkalmazatott felhasználás a gyógyszeradagoló rendszerek, amelyek még rendkívül sok lehetőséget rejtenek magukban.
6
Orvosbiológiai textilanyagok Az orvosbiológiai
textilanyagok körébe
azok
a textíliák tartoznak,
amelyek
az emberi vagy állati szervezetbe beültetve segítik az egészség helyreállítását. Idetartoznak a sebvarró fonalak, a mesterséges ín- és ízületi szalagok, az érprotézisek, a sebészeti hálók, valamint azok az implantátumok, amelyeket valamely szerv működésének javítására, vagy testszövet pótlására alkalmaznak, ilyen például a nyelőcső implantátum. Az egészség és a higiénia az emberiség legalapvetőbb igényei közé tartozik, amelynek kielégítése óriási piacot jelent, egyebek között a textilanyagok számára is. Ez a piac egyre nagyobb, hiszen a Föld össznépessége évről évre nő, ugyanakkor az emberek igényei is mind magasabb színvonalú termékeket kívánnak. Az orvostudomány fejlődése is mind újabb és újabb területeken teszi lehetővé – sőt, igényli – a korszerű anyagok, köztük a legkülönfélébb textilanyagok alkalmazását. A textilanyagok fejlesztése és alkalmazása érdekes lehetőségeket nyit meg az orvostudomány számára – és viszont: a gyógyászatban használatos textilanyagok előállítása fontos lehetőségeket
kínál
a textilipar számára. A
textilipar szakemberei
és
az
orvosok
együttműködése újszerű sebészeti eljárások kifejlesztését teszi lehetővé. Az implantációban alkalmazott textília szerkezetét a felépítés, az anyagösszetétel, a szálak viselkedése és lebomlási tulajdonságai határozzák meg. A biológiailag kedvező tulajdonságú, tervezhető felszívódási képességű, jól sterilizálható varrófonalak és implantátum-anyagok állandó kutatási területet jelentenek. Ugyanakkor a textiltechnológiai eljárások és gépek folyamatos fejlesztései is újabb és újabb műtéti, gyógyászati megoldásokat tesznek lehetővé. Az úgynevezett orvosbiológiai textíliákból készült implantátumokkal sérült testszövetek vagy szervek működését segítik vagy ilyeneket helyettesítenek. Ezek az anyagok hatékonyan elősegítik
a
sebek
gyógyulását
(varratok
formájában),
vagy
mint
például
mesterséges véredények, inak stb. használhatók. Bár a sérült testrész vagy szerv helyettesítésének természetes módja az átültetés (transzplantáció) volna, ez igen sok esetben a gyakorlatban nem megvalósítható. Ennek oka részben az, hogy szerves (élőlényből származó) implantátumok – ha vannak egyáltalán – nem mindig állnak rendelkezésre a kellő időben, másrészt ez a módszer nagyon drága. Fennáll az 7
esetleges összeférhetetlenség és a kilökődés veszélye is. Ezért folyamodnak az orvosok a mesterséges anyagok használatához, az úgynevezett orvosbiológiai anyagokhoz, termékekhez, protézisekhez.
Általános követelmények Az orvosbiológiai textilanyagoknak alkalmasaknak kell lenniük arra a célra, amire készülnek. Egy külsőleg alkalmazott kötszer csak ideiglenesen van jelen a sérült testfelületen. Ennek elsősorban védelmi szerepe van, és könnyen eltávolíthatónak kell lennie. A testen belül alkalmazott sebvarró cérnának ellenben biológiailag lebomló anyagból kell készülnie; egy szöveterősítő hálónak, ínprotézisnek vagy műérnek ezzel szemben tartósnak és az azt körülvevő más szövetekkel összeférhetőnek (biokompatibilisnek) kell lennie. [4] Alapvető követelmény, hogy a gyógyászatban használt anyagoknak nem szabad mérgezőknek, allergiát kiváltóknak, rákkeltőknek lenniük, és hogy kémiai vagy mechanikai károsodásuk nélkül sterilizálhatók legyenek. Számos alkalmazási területen fontos a jó nedvszívó képesség. Az emberi szervezetbe beültetett mesterséges implantátumokkal szemben a következő követelményeket támasztják:
legyenek porózusak, hogy könnyen beépülhessenek a környező szövetekbe;
rövid,
kör
keresztmetszetű
szálakból
készüljenek,
mert
ezek
könnyebben
beágyazódnak a szervezet természetes szöveteibe, mint a hosszú, szabálytalan keresztmetszetű szálak;
ne legyenek mérgező hatásúak, és sem a szálakat alkotó polimer, sem a szálak, sem pedig szálképzésnél és az implantátum előállításánál alkalmazott eljárás ne tartalmazzon szennyező anyagokat;
az alkalmazási helytől függően legyen biológiailag lebomló, vagy éppen stabil.
8
A szervezetbe beültethető orvosbiológiai textilkészítmények
a)
b)
2. ábra. a) Sebvarró fonál b) Mesterséges véredények (érprotézisek)
3. ábra. Mesterséges ín- és ízületi szalagok
9
4. ábra. Mesterséges szívbillentyűk A
mesterséges szívbillentyűket szívbillentyű-elégtelenség
esetén
alkalmazzák. A
legelterjedtebb, úgynevezett mechanikus szívbillentyű fémrészeit teflon (PTFE), polipropilén vagy poliészter fonalból kötött, esetleg bolyhos felületű textíliával burkolják, aminek révén be tud épülni a szervezet környező szöveteibe, illetve gyűrű alakú részét a textilbevonat segítségével tudják bevarrni a megfelelő helyre. Ilyen szerkezeteket 17–35 mm átmérőben készítenek, és beültetésük után a beteg egész további élete során használható marad. A mechanikai szívbillentyűket főleg fiatal betegekben alkalmazzák, mert időszakos ellenőrzést igényelnek, és idővel szükség lehet újabb műtétre. A mesterséges szívbillentyűk egy másik típusát, az úgynevezett biológiai szívbillentyűt egy hasonlóképpen kötött textíliával burkolt fémgyűrűvel készítik, amire azonban sertésből vagy szarvasmarhából származó lebenyeket erősítenek. Alkalmazásukat főleg idősebb betegeknél ajánlják, mert nem igényelnek időszakos ellenőrzést, és élettartamuk 15–20 év. [5]
10
5. ábra. Sebészeti hálók A sérv kezelésére és a hasfal helyreállítására, de más műtéti célokra is használnak szövött vagy kötött hálókat. Ezekkel a hálókkal szemben a következő fő követelményeket kell támasztani:
biokompatibilitás,
sterilizálhatóság,
felszívódó vagy éppen nem felszívódó tulajdonság (az alkalmazástól függően),
megfelelő szilárdság,
megfelelő fonalvastagság, pórusméretek és póruseloszlás,
jó méret- és alaktartás, a pórusok alakjának megtartása,
puhaság, jó alakíthatóság, könnyű kezelhetőség a műtét során.
Biológiailag lebomló elektronikai eszközök Az új technológia segítségével hamarosan ideiglenes implantátumok készülhetnek, például a műtéti fertőzések leküzdésére vagy a csontnövekedés serkentésére. Meghatározott ideig stabil teljesítményű, de utána teljesen lebomló integrált áramköröket hoznak létre. A mikrochipben vékony, porózus szilíciumlapkák vannak, az elektródok magnéziumból készültek, olyan elemből, amely megtalálható az emberi testben is, a kapszulázáshoz használt magnéziumoxid bevonatokat pedig selyemhernyógubóból nyert selyemmel burkolták be. Az így előállított kapszulaburkok az elsők, amelyek feloldódnak, ahogy telik az idő. Az, hogy hány réteget alkalmaznak belőle, meghatározza az elektronikai eszköz élettartamát, amely napokat, heteket, hónapokat vagy akár éveket is jelenthet. [6] 11
Lebomló implantátumok tulajdonságainak változása A szervezetbe való behelyezése után a lebomló implantátumok tulajdonságinak változásával kell számolnunk. Fontos az eszközök jellemzőinek vizsgálata az idő függvényében.
Polimer csontlemez T.H. Hu és társai a BioTech által gyártott hatlyukú, egyenes csontlemez tulajdonságait vizsgálták a degradációs idő fügvényében. Az implantátum alapanyaga a már említett politejsav - PLA95 poly-5D/95Llactide, Mw Ľ 120 kDa. A mintákat 7,2 pH-jú 37°C-os vízben 0, 4, 6, 8, 12 és 24 hétig in vitro módon degradálták. [7] Vizsgálták a csontlemezek: -
Inhert viszkozitását
-
Morfológiáját
-
Nedvesíthetőségét
-
Kristályosságát
6. ábra. A csontlemezek változása a hidrolízis hatására
12
A viszkozitás csökken, amiből a polimer átlagos molekulatömegének csökkenésére lehet következtetni. Ez és az erózió hatására történő felületi változás a nedvesedési szög változását befolyásolja.
1. diagram. Az inhert viszkozitás változása a degradációs idő függvényében
13
7. ábra. A csontlemezek SEM felvételei a) 0, b) 4, c) 6, d) 12 hét után
2. diagram. Nedvesedési szög változása az degradációs idő függvényében A nagyobb érintkezési szög simább, hidrofóbabb felületet jelent. Termikus analízissel – DSC – határozták meg a kristályosság fokát. Degradációs idő
0
4
6
8
12
20
26
Kristályosság (%)
39
29
40
37
48
53
47
1. táblázat. A csontlemezek kristályosságának változása a degradációs idő függvényében
Az adatokból megállapították, hogy a polimereszközök degradációja három lépésből áll. Az első a hidrolízis a felületen történő hatása, a felület hidrofilitásának változása – 0-4 hét. A második szakaszban molekuláris lánc átrendeződés, újrakristályosodás figyelhető meg – 4-8 hét. Végül a molekulák gyors degradálódása történik. 14
Kalcium-foszfát erősítésű polimer szál Kalcium-foszfát cement (CPC) hidroxiapatitból készül, és már használják az orvosi és fogászati beavatkozások során. Janet B. Quinn és társa az alacsony szakítószilárdságú CPC-t polimer szálakkal erősítik meg. Különböző polimereket alkalmaztak, például Vicryl Rapide poli-glaktid lebomló szálat. A mintákat 37°C-os sóoldatba merítették 1, 7, 14, 28 és 56 napra. Hárompontos hajlító vizsgálatot végeztek el a mintákon. A mérési eredményekből számolták a hajlítószilárdságot, moduluszt, a szükséges munkát. A roncsolt mintákról SEM felvételeket is készítettek. A mérések során bebizonyosodott, hogy jelentősen növelhető a szálak szívóssága, így remekül alkalmazható vékony csonttörések esetén. Továbbá a mikropórusos CPC segítséget nyújthat az új csont képződésében illetve az implantátum felszívódásában. [8]
a)
b)
8. ábra. a) A megerősített szál SEM képe b) 12 hét elteltével a kalcium-foszfát mártix SEM képe
15
3. diagram. A különböző szálak hajlítószilárdságának változása a degradációs idő függvényében
Hidroxiapatit bevonattal rendelkező csavar Tae-Gwan Eom és társai titán felületen hoztak létre háromféle hidroxiapatit bevonatot. A kialakított felületek érdessége eltérő, a csavarok átmérője 2, 3,3 és 3,5 mm volt. A mintákat felnőtt disznók tibiájába ültették be. A csavarokat 4, 8 és 12 hét után távolították el. A csavarcsont kapcsolatot jellemezték az eltávolításhoz szükséges nyomaték mérésével. A mérés során a csavart óramutató járásával ellentétes irányba csavarták, a csavaráshoz szükséges maximális erőt mérték. [9]
9. ábra A disznókba beültetett csavarok 16
A mérési eredményekből arra következtetnek, hogy a HA bevonat megrövidíti a gyógyulási időszakot, illetve megnöveli a csont-implantátum kölcsönhatást.
4. diagram. A csavarok eltávolításához szükséges nyomaték a különböző csavarok esetében az idő függvényében
17
Hivatkozások [1]2004/2 www.anyagvizsgaloklapja.hu 60-70 o. [2]http://semmelweisfigyelo.hu/files/public/Kepek/mikroszkop,rtg,uh/csipoprotezis_m.jpg [3]http://files.blogter.hu/user_files/1374/flexor_tenotomia.JPG [4]http://www.anyagvizsgaloklapja.hu/avl/cikkek/04_2_63-65_olah.pdf [5]http://hu.wikipedia.org/wiki/Orvosbiol%C3%B3giai_textilanyagok [6]http://www.medicalonline.hu/tudomany/cikk/uj_implantatum__megteszi_dolgat__majd_fe lszivodik [7] Hsin-Tai Hu et al.: Influence of hydrolytic degradation on the surface properties of poly5D/95L-lactide resorbable bone plates, Polymer Degradation and Stability, 96 (2011), 15221529 [8] Hockin H.K. Xu et Janet B. Quinn: Calcium phosphate cement containing resorbable fibers for short-term reinforcement and macroporosity, Biomaterials 23 (2002) 193–202 [9] Tae-Gwan Eom et al.: Experimental study of bone response to hydroxyapatite coating implants: bone-implant contact and removal torque test, Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol. Vol. 114 No. 4 October 2012
18
