Биосовместимость кальцийфосфатных материалов биогенного происхождения при имплантации в область дефектов костей собак

Биосовместимые имплантационные материалы для восстановления костной ткани человека в течение длительного периода времени востребованы в практической ортопедии и травматологии. Определенные ограничения в использовании аутогенной губчатой костной ткани, «золотого» стандарта костной пластики, предопределяют поиск новых остеопластических материалов как биологического, так и искусственного происхождения [1, 2]. Эти материалы должны обладать свойствами остеоиндуктивности, то есть стимулировать дифференциацию некоммитированных и коммитированных клеток в остеогенном направлении, а также остеокондуктивности, образуя плотные поверхностные контакты с новообразованной костной тканью [3-6]. Вышеуказанные свойства обеспечивают биоинтеграцию, или способность материала форми-

ровать механически прочную конструкцию совместно с вновь образованной костью [7]. Биодеградация, или способность к элиминации совместно с провизорными костными трабекулами в процессе физиологической реорганизации, также является обязательным свойством имплантационного материала [8]. Комплекс перечисленных качеств объединяется понятием биосовместимости или способности биоматериала выполнять необходимые функции в процессе заживления дефектов кости для получения положительного клинического результата [9]. Кальцийфосфатные соединения (CP), в том числе полученные из нативного костного матрикса, в значительной степени соответствуют этому комплексу требований [10, 11]. При имплантации в дефекты губчатой кости собак и овец подтверждена их низкая иммуногенность и хорошая биосовместимость

[12, 13]. Для любых имплантационных CP материалов имеют значение химический состав, размер и форма частиц [5, 14]. В связи с этим, достижение положительных результатов напрямую зависит от технологии их производства [15]. Задачей настоящего исследования являлось изучение свойств и биосовместимости, а именно, биодеградации, остеоиндуктивности и остео-кондуктивности CP материалов, полученных с использованием трех различных технологий из костной ткани

крупного рогатого скота (КРС) и имплантированных в дефекты метафизов трубчатых костей собак. Поскольку сыворотка крови, полученная в активной фазе дистракционного остеогенеза, содержат максимальную концентрацию остеоиндуцирующих факторов [16, 17], также было проверено предположение о том, что выделенные из нее белковые компоненты (SP) окажут оптимизирующее влияние на формирование кости и биосовместимость CP материалов.

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ

Получение СР материалов

CP соединения были получены из диафизов костей взрослых сельскохозяйственных животных (КРС) по трем различным технологиям:

• 1)    CP1: деминерализация костей 0,5 N раствором HCl и седиментация СР с использованием 52,2 % водного раствора NaOH;

• 2)    СР2: деминерализация костей 0,5 N раствором HCl, седиментация СР с использованием 52,2 % водного раствора NaOH и дополнительная обработка 8M водным раствором карбамида;

• 3)    CP3: деминерализация костей 6 N раствором HCl и седиментация СР с использованием 0,12 % водного раствора CaO.

Полученные CP материалы стерилизовали β-излучением в дозе 20 кГр с использованием линейного резонансного ускорителя электронов LUE-8-5V (НИИЭФА, Россия).

Исследование состава CP материалов

Качественный состав разработанных CP материалов исследовали методом инфракрасной спектроскопии (IR) с использованием ИК-Фурье спектрометра (Инфралюм ФТ-02, Люмэкс, Россия). Для количественного определения кальция (Ca), фосфора (P), магния (Mg) и серы (S) в образцах CP материалов и костной ткани собак методом рентгеновского электронно-зондового анализа использовали электронно-зондовый энергодисперсионный микроанализатор Oxford INCA Energy 200 (Oxford Instruments, UK), смонтированный на сканирующем электронном микроскопе JSM-840 (JEOL, Japan); исследование проводили при ускоряющем напряжении 20 kV. Количественные данные представлены в виде значений выборочного среднего и его стандартного отклонения (M ± SD).

Разделение белков сыворотки крови

Гомологичные SP активной фазы дистракционного остеогенеза были получены из сыворотки крови собак, которым выполняли удлинение костей голени посредством аппарата Илизарова в ходе параллельного экспериментального исследования [18]. Полученную сыворотку крови разводили в два раза 0,15 М раствором NaCl, подвергали сатурации сульфатом аммония до 30 % насыщения, охлаждали и удаляли осадок путем ультрацентрифугирования (Optima LE-80K, Beckman Coulter, USA) при 40000 g в течение 15 мин. Надосадочную жидкость подвергали сатурации сульфатом аммония до 50 % насыщения для дальнейшего центрифугирования. Очищение протеинов выполняли с использованием системы для гель-проникающей хроматографии (GF) LKB (Pharmacia LKB Biotechnology AB, Sweden). Осадок, образовавшийся после второго этапа высаливания, растворяли в 8М растворе мочевины и фракционировали в соответствии с молекулярной массой с использованием GF на носителе TSK-гель TOYOPEARL HW65S (ToyoSoda, Japan).

Фракции с объемом выхода, соответствующим относительной молекулярной массе в 20-30 кДа, подвергали диализу против дистиллированной воды и лиофилизировали. Затем порции полученных SP весом от 0,02 до 0,03 г растворяли в 1 мл физиологического раствора и смешивали с 5,0-5,2 г каждого из трех СР материалов. Полученную композицию разбавляли физиологическим раствором до пастообразной консистенции. Затем каждый из CP+SP композитов помещали в стеклянный флакон, закрытый резиновой пробкой с алюминиевыми колпачками, и подвергали стерилизации β-излучением в дозе 20 кГр с использованием линейного резонансного ускорителя электронов LUE-8-5V (НИИЭФА, Россия).

Имплантация CP материалов в дефект губчатой кости собак

Эксперимент по имплантации выполнен на 24 взрослых беспородных собак обоего пола в возрасте от одного года до трех лет с массой тела 8,8 ± 3,2 кг. Моделирование несквозных конических дефектов диаметром 5-7 мм (n = 120) проксимальных метафизов плечевой и большеберцовой костей осуществляли с применением сверла. Полученные дефекты заполняли пастообразными CP материалами и CP+SP биокомпозитами: CPI (n = 16), CP2 (n = 16), CP3 (n = 16), CP1+SP (n = 16), CP2+SP (n = 16) и CP3+SP (n = 16). У семи животных, составивших контрольную группу, имплантацию материалов в костные дефекты (n = 24) не проводили. Животных выводили из эксперимента через 21 и 42 суток после операции путем внутривенного введения летальных доз 5 % раствора тиопентала натрия. Оперативные вмешательства, уход за животными и эвтаназию выполняли в соответствии с Европейской конвенцией по защите позвоночных животных, используемых для экспериментальных и других научных целей (Страсбург, 1986). Выполнение исследований было одобрено комитетом по этике ФГБУ «РНЦ «ВТО» им. акад. Г.А. Илизарова» (протокол № 3 от 12.03.2001), результаты разрешены к публикации редакционным советом (протокол № 3-28 от 27.09.2013).

Гистологическое исследование биосовместимости

Образцы тканей метафизов оперированных животных, полученные через 21 и 42 суток эксперимента, обрабатывали в соответствии с общепринятыми гистологическими методиками [19]. Репаративное костеобразование в области создания дефекта и биосовместимость CP материалов исследовали методом световой микроскопии. Целлоидиновые срезы, окрашенные гематоксилином и эозином, по Массону, исследовали в световом фотомикроскопе (OPTON Feintechnik GmbH, Germany). Оцифрованные изображения полей зрения были получены с использованием АПК ДиаМорф (ДиаМорф, Россия), смонтированном на фотомикроскопе. Оцифрованные тотальные изображения гистотопографических целлоидиновых препаратов получали с использованием сканера HP ScanJet 7400C (Hewlett-Packard, USA). Для выпол-

нения гистоморфометрических исследований применяли программное обеспечение ВидеоТесТ-Морфология (VideoTesT, Россия). Количественно оценивали объемную долю губчатой кости в дефекте (Vcb, %), объемную плотность трабекул в губчатой кости регенерата (Vtr, %), диаметр гранул имплантационного материала (Dg, мкм). Измерения выполняли не менее чем в 30 полях зрения для каждого гистологического препарата. Гранулы диаметром менее 100 мкм относили к категории «мелкие», если диаметр составлял 100-250 мкм – к категории «средние», а свыше 250 мкм – «крупные». Так как полученные

данные не отвечали нормальному распределению, для их стастистической обработки были применены методы непараметрической статистики, результаты представлены в виде медиан (Me) и их доверительных интервалов (95 % CI). Для оценки различия между группами наблюдений использовали U-критерий Манна-Уитни [20]. Различия считались статистически значимыми при р < 0,05. Статистическую обработку выполняли с использованием программы анализа данных AtteStat, версия 10.8.8 (надстройка программного продукта Microsoft Excel, свидетельство № 2002611109 от 28.06.2002).

РЕЗУЛЬТАТЫ

Инфракрасная спектроскопия CP материалов

Исследования методом IR спектроскопии показали, что CP материалы помимо неорганической составляющей, представленной кальцием и фосфором, включали в свой состав и другие группы. В CP1 это было небольшое количество карбонат-ионов – CO32-, достаточно высокое содержание протеинов, гидроксильных групп – OH, карбоксильных групп – COO и амидов (рис. 1, а). Инфракрасный спектр CP2 указывал на то, что в данном соединении практически отсутствовали вещества белковой природы, интенсивность полосы поглощения кар-бонат-ионов была низкой (рис. 1, b). Материал CP3 имел в своем составе карбонат-ионы, а также незначительное количество белковых соединений (рис. 1, c).

SEM и EPMA исследование состава и морфологии CP материалов

Исследование образцов CP материалов методами SEM и EPMA позволило установить, что все они представляли собой смесь гранулярного и порошкообразного компонентов. Гранулы имели неправильную форму, их размеры значительно варьировали (рис. 2). Результаты количетвенного анализа химических элементов представлены в таблице 1. Содержание Ca, P и Mg в материалах CP1 и CP2 было выше, чем в нативной костной ткани вследствие элиминации органических компонентов матрикса. Соотношение содаржания Ca и P было приближено к таковому в костной ткани интактных животных. По нашему мнению, присутствие S в образцах СР1 могло быть обусловлено частичным соосаждением матриксных протеинов. Материал CP3 наиболее сильно отличался от нативной костной ткани.

Гистологическое и гистоморфометрическое исследование биосовместимости CP материалов в области имплантации

21-е сутки эксперимента

Во всех экспериментальных группах после имплантации кальцийфосфатных материалов в область дефекта дно и стенки полости покрывал слой новообразованной губчатой костной ткани с грубоволокнистыми трабекулами и студенистым костным мозгом. Большую часть дефекта заполняла рыхлая волокнистая соединительная ткань, обильно васкуляризированная полнокровными синусоидными капиллярами. При имплантации CP3 в составе волокнистой соединительной ткани отмечали большое количество моноцитов и макрофагов, обширные кистозные полости. Гранулы имплантированных CP1 и CP2 материалов располагались одиночно, в составе трабекулярной костной и рыхлой соединительной тканей (рис. 3, a, b). На их поверхности обнаруживались прикрепленные многоядерные фагоциты. В группах, где использовали биокомпозиты, включающие белки сыворотки крови, отмечали плотный контакт трабекулярных и гранулярных поверхностей, прилегание капилляров соединительной и костной ткани к частицам СР материалов (рис. 3, d, e). Имплантат CP3 был

представлен скоплениями неструктурированного материала и рыхлых гранул, окруженных волокнистой соединительной тканью (рис. 3, c). Сочетание СР3 и сывороточных белков, по-видимому, увеличивало скорость резорбции имплантата, так как гранулы в составе волокнистой соединительной ткани были единичными (рис. 3, c). В обоих случаях поверхность новообразованных костных трабекул и гранул экспериментального материала резорбировали многоядерные фагоцитирующие клетки (рис. 3, f). Остео-индуктивные саойства СР материалов оценивали, измеряя Vcb и Vtr. В группах CP2 and CP2+SP были выявлены наиболее высокие значения показателей Vcb и Vtr, при этом заполнение дефекта губчатой костной тканью соответствовало таковому в контрольной группе, а Vtr превышала контрольный уровень. Имплантация материалов CP1 и CP3 статистически значимо снижала образование губчатой костной ткани в области регенерации, а Vtr не отличалась от контрольных значений. Применение CP+SP биокомпозитов значимо увеличивало заполнение дефекта губчатой костью во всех экспериментальных группах и влияло на объемную плотность трабекул (табл. 2).

42-е сутки эксперимента

На данном этапе эксперимента во всех группах в области дефекта преобладала губчатая костная ткань (рис. 4). Самые высокие показатели костеобразования были отмечены в группах с CP1, особенно при имплантации CP1+SP. Среднее значение Vcb превышало контрольные значения параметра, а Vtr приближалась к таковой в контроле. Трабекулы были сформированы пластинчатой костной тканью, в промежутках между ними располагался красный костный мозг. В группах CP2 и CP3 новообразованная губчатая костная ткань подвергалась реорганизации. Значения Vcb в области регенерации были снижены в сравнении с контролем. Введение SP в состав материала CP2 не оказывало значимого влияния на параметры костеобразования, тогда как в группе CP3+SP эти параметры были снижены по сравнению с эффектом от имплантации одного CP3 (табл. 3). Гранулы CP1 обнаруживались в составе костного вещества либо находились в плотном контакте с пластинчатыми трабекулами (рис. 5, a). Гранулы CP2 распределялись в костном веществе, межтрабекулярных промежутках и волокнистой соединительной ткани регенерата (рис. 5, b), а отдельно лежащие гранулы резорбировались многоядерными фагоцитами (рис. 5, b). Частицы материала CP3 формировали обширные скопления либо хлопьевидные включения в составе рыхлой соединительной ткани, инфильтрованной моноцитами и макрофагами (рис. 5, c). Введение SP в состав имплантационных материалов улучшало остеокондуктивность CP1 и CP2. Их гранулы контактировали как с поверхностью костных трабекул, так и с капиллярами соединительной ткани (рис. 5, d, e). В группе CP3+SP имплантационный материал полностью разорбировался (рис. 5, f).

Рис. 1. IR спектры: (a) CP1, (b) CP2, (c) CP3

Рис. 2. Структура CP материалов по данным сканирующей электронной микроскопии: (a) CP1, увеличение 70×; (b) CP2, увеличение 80×; (c) CP3, увеличение 120×

Таблица 1

Содержание минеральных компонентов, M ± SD (%)

	Ca	P	Mg	S	Са/Р
Костная ткань	22,8 ± 0,12	10,5 ± 0,09	0,27 ± 0,040	0,10 ± 0,004	2,17
CP1	33,18 ± 0,88	15,71 ± 0,52	0,43 ± 0,07	0,07 ± 0,03	2,11
CP2	30,20 ± 0,92	14,72 ± 0,82	0,59 ± 0,11	0	2,05
CP3	30,07 ± 0,87	10,25 ± 1,14	0,11 ± 0,03	0	2,93

Рис. 3. Гранулы CP в тканях области дефекта на 21 сутки эксперимента: (a) CP1, (b) CP2, (c) CP3, (d) CP1+SP, (e) CP2+SP, (f) CP3+SP. Окрашивание гематоксилином и эозином; а, d-f – объектив 40x, окуляр 10×; b, c – объектив 10×, окуляр 10×

Таблица 2

Морфометрические параметры новообразованной костной ткани в области дефекта (21-е сутки эксперимента)

Параметр	Контрольная группа
	Me			95 % CI
Vcb	50,3			44,2–54,0
Vtr	29,6			23,7–34,6
	CP1		CP2		CP3
	Me	95 % CI	Me	95 % CI	Me	95 % CI
Vcb	31,5*	27,6–33,8	45,3	38,3–53,0	25,4*	20,6–31,6
Vtr	32,7	29,3–37,6	44,9**	39,3–52,5	32,5	27,6–41,8
	CP1+SP		CP2+SP		CP3+SP
	Me	95 % CI	Me	95 % CI	Me	95 % CI
Vcb	52,7	40,1–61,5	56,6	51,3–65,9	50,5	37,6–55,8
Vtr	43,9**	40,8–46,8	30,3	27,5–38,6	29,1	27,6–35,0

* – значимое снижение относительно контроля; ** – значимое увеличение относительно контроля.

Рис. 4. Заполнение конусовидных дефектов в проксимальном метафизе большеберцовой кости: контрольная группа (a, e), CP1 (b), CP2 (c), CP3 (d), CP1+SP (f), CP2+SP (g), CP3+SP (h) на 42-е сутки эксперимента. Сканы гистотопографических целлоидиновых срезов. Окрашивание по Массону

Таблица 3

Морфометрические параметры новообразованной костной ткани в области дефекта (42-е сутки эксперимента)

Параметр	Контрольная группа
	Me			95 % CI
Vcb	71,3			62,7-79,9
Vtr	13,5			7,6-15,9
	CP1		CP2		CP3
	Me	95 % CI	Me	95 % CI	Me	95 % CI
Vcb	85,8	74,5–90,4	67,7	63,4–72,0	58,3	49,8–70,4
Vtr	12,6	9,6–15,5	29,4**	26,0–32,2	32,8**	24,1–39,6
	CP1+SP		CP2+SP		CP3+SP
	Me	95 % CI	Me	95 % CI	Me	95 % CI
Vcb	88,1**	84,9–91,7	78,7	74,3–85,0	43,5*	36,1–49,7
Vtr	12,5	10,8–18,3	23,9**	20,7–26,1	17,6	15,9–18,9

* – значимое снижение относительно контроля; ** – значимое увеличение относительно контроля

Таблица 4

Диаметр CP гранул в области дефекта губчатой кости (мкм)

CP материалы	21 день эксперимента		42 дня эксперимента
	Me	95 % CI	Me	95 % CI
CP1	448	410–492	372	337–415
CP1+SP	224	202–252	302	278–338
CP2	262	231–287	270	246–301
CP2+SP	341	318–371	223	199–253
CP3	141	129–158	147	128–159
CP3+SP	215	204–249	0	0

Рис. 5. Гранулы CP в тканях области дефекта на 42-е сутки эксперимента: CP1 (a), CP2 (b), CP3 (c), CP1+SP (d), CP2+SP (e), CP3+SP (f). Окрашивание гематоксилином и эозином. Объектив 10×; окуляр 10×

Гранулы CP материала в области дефекта 21-е сутки эксперимента

Исследование образцов тканей в области имплантации показало, что гранулы CP1 в их составе имели наибольший средний диаметр, составляющий около 400 мкм. Средний диаметр частиц матералов CP2 и CP3 составлял около 260 и 140 мкм соответственно. Добавление SP оказывало существенное влияние на их биодеградацию, так, среднее значение диаметра гранул CP1 снижалось приблизительно до 220 мкм,

а гранул CP2 и CP3 – напротив, возрастало, соответственно, до 340 и 215 мкм (табл. 4). Среди гранул в материалах CP1 и CP2 пребладали частицы большого и среднего диаметра, тогда как в материале CP3 – частицы среднего и малого диаметра. Добавление SP стимулировало резорбцию крупных, увеличивая этим доли мелких и средних гранул CP1 и CP2. Однако в материале CP3+SP первоочередная резорбция мелких и средних частиц приводила к снижению их доли в области имплантации (рис. 6, a).

Рис. 6. Соотношение фракций гранул CP (%) в тканях области дефекта в соответствии с их размерными характеристиками: 21-е сутки эксперимента (a); 42-е сутки эксперимента (b)

42-е сутки эксперимента

Средний диаметр частиц имплантированных материалов без добавления SP не претерпевал существенных изменений в сравнении с предыдущим сроком эксперимента. Однако при использовании биокомпозитов средний диаметр гранул СР1+SP значительно увеличивался, в группе СР2+SP – напротив, снижался, а в группе CP3+SP частицы были полностью резорбированы (табл. 4). Изменения размеров частиц по сравнению с предыдущим периодом исследования отражали баланс между процессами биодеградации и биоинтеграции. При имплантации CP материалов без добавления SP

небольшое отличие размеров в сравнении с предыдущим периодом эксперимента свидетельствовало о замедлении процесса резорбции. В случае CP1 и CP2 это явление было связано с остеоинтеграцией, а в группе CP3 – с инкапсуляцией плотной волокнистой соединительной тканью. Введение в материалы SP ускоряло их биодеградацию, что проявлялось снижением доли мелких частиц и увеличением доли крупных, интегрированных в костную ткань гранул в группах CP1+SP и CP2+SP. В то же время, в группе CP3 добавление SP приводило к полной биодеградации материала и замещению его рыхлой соединительной тканью (рис. 6, b).

ДИСКУССИЯ

Анализ результатов исследования показал, что материалы CP1 и CP2 близки к нативной костной ткани по составу минерального компонента. Продукты деградации СР (ионы кальция, фосфат-ионы, полипептиды) являются естественными метаболитами и индуцируют биологические реакции, сходные с естественными процессами ремоделирования кости. Присутствие значительного количества белковых соединений в материале CP1 может оказывать стимулирующее влияние на адгезию и дифференциацию коммитированных клеток и остеобластов, определяя его остеоиндуктивные и осте-окондуктивные свойства [21]. Содержание небольшого количества Mg, как это показано для материала CP1, может оптимизировать его механические свойства, остеоиндуктивность, а также снижать степень резорбции или биодеградации [22]. Тем не менее, остеоиндуктивность CP1, по всей видимости, не является оптимальной, поскольку скорость образования костной ткани замедлена в сравнении с контрольной группой. Скорее всего, это явление связано с размером частиц CP1, составившим в среднем 400 мкм. Теоретические расчеты свидетельствуют о том, что более предпочтительный диапазон значений Dg находится в пределах 100-200 мкм. Данный размер частиц может обеспечить как высокую удельную поверхность резорбции, так и свободные промежутки между гранулами, достаточные для врастания сосудов и новообразованной костной ткани [23].

Материал CP2 содержит меньшее количество Mg, протеинов и не является остеокондуктивным. Тем не менее, в течение первых трех недель после его имплантации отмечено более активное, в сравнении с контролем, заполнение дефекта новообразованной губчатой костью, что свидетельствует о высокой остеоиндуктивности материала. Среднее значение Dg гранул CP2 на ранних этапах эксперимента составляет около 260 мкм, что приближено к оптимальным значениям для врастания вновь образованных тканей. Тем не менее, после 21 суток имплантации образование костной ткани снижается по сравнению с контрольной группой. Скорее всего, это связано с уменьшением скорости биодеградации материала, поскольку соотношения мелких, средних и крупных частиц остается неизменным вплоть до 42 суток эксперимента.

Материал CP3, в отличие от CP1 и CP2, в наибольшей степени отличается от нативной костной ткани. Он не содержит белковые соединения, а отношение

Са/Р превышает значения оптимального для СР материалов диапазона 2,0–2,5 [24], составляя 2,93. Средний диаметр Dg составляет около 140 мкм в течение всего эксперимента, что оптимально для биодеградации. Материал CP3 не является остеокондуктивным, а отсутствие макромолекул костного матрикса и Mg снижает механическую прочность гранул, что приводит к их разрушению и формированию плотных неструктурированных скоплений частиц малого диаметра. В целом, имплантация CP3 снижает скорость заполнения дефектов костной ткани. Полученные результаты подтверждают наблюдения, согласно которым CP частицы диаметром около 100 мкм и менее подавляют функционирование остеобластов [25]. Другая возможная причина низкой остеоиндуктивности может заключаться в особенностях химического состава материала CP3. Установлено, что кальцийфосфатные материалы с соотношением С/Р > 2, включающие СО, к которым относится и СР3, резорбируются, не проявляя свойств остеоиндуктивности и остеокондуктивности [24, 26].

Добавление SP к CP материалам улучшает их остеоиндукцию, остеокондукцию и ускоряет биодеградацию. Биокомпозиты CP1+SP и CP2+SP показали самую высокую биосовместимость, в то время как комбинация CP3+SP ускорила биодеградацию и способствовала улучшению остеоиндуктивности, но не оказала никакого влияния на остеокондуктивность материала. Наблюдаемые эффекты могут быть объяснены высокой сорбционной емкостью CP материалов по отношению к биологически активным соединениям, в частности, полипептидам сыворотки крови, полученным от экспериментальных животных на этапе дистракционного остеосинтеза и имеющим молекулярную массу в диапазоне от 20 до 30 кДа. Данная фракция сывороточных белков содержит остеогенные факторы роста, экспрессируемые в результате активизиции остеогенеза [17, 27, 28]. Влияние SP на минерализацию, резорбцию и биоинтеграцию при включении в состав CP материалов в последнее время широко обсуждается, при этом отмечено их стимулирующее влияние на регенерацию костной ткани [29]. В настоящее время известно несколько видов коммерческих CP материалов, однако их клиническое применение ограничено [30]. Лучшее понимание механизмов взаимодействия с биологическими тканями поможет раскрыть их потенциал для создания новой рациональной стратегии репарации костей после повреждения [31].

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

Проведенное на собаках экспериментальное исследование показало, что остеокондуктивность, остеоиндуктивность и биодеградация разработанных нами биогенных кальцийфосфатных материалов зависит от технологии их производства. СР материалы, близкие по составу к матриксу нативной костной ткани, могут быть использованы для стимуляции костеобразования. Для улучшения характеристик остеоиндуктивности и биосовместимости их можно сочетать с гомологич-

ными белками сыворотки крови. По нашему мнению, подобные материалы должны найти свое место в лечении костной патологии, включая повреждения костей скелета, на фоне выраженного остеопороза, а также заполнения посттравматических костных дефектов, кист или компенсации дефицита костной ткани в ходе костнопластических операций.