RU2137441C1 - Material for tissue plastic - Google Patents
Material for tissue plastic Download PDFInfo
- Publication number
- RU2137441C1 RU2137441C1 RU97110259A RU97110259A RU2137441C1 RU 2137441 C1 RU2137441 C1 RU 2137441C1 RU 97110259 A RU97110259 A RU 97110259A RU 97110259 A RU97110259 A RU 97110259A RU 2137441 C1 RU2137441 C1 RU 2137441C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- porosity
- implant
- tissue
- permeability
- porous
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Prostheses (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к медицине и может использоваться для хирургического лечения дефектов различных тканей организма. The invention relates to medicine and can be used for the surgical treatment of defects of various body tissues.
Исправление врожденных или приобретенных нарушений строения различных частей тела (пластика), включая их локальное или тотальное замещение искусственными материалами в виде имплантатов и эндопротезов, - одна из актуальнейших проблем медицины. Успех лечения, в основном, определяется степенью соответствия используемых материалов ряду требований, главными из которых являются:
1. Высокая механическая прочность, определяющая долговечность имплантата.Correction of congenital or acquired structural disorders of various parts of the body (plastic), including their local or total replacement with artificial materials in the form of implants and endoprostheses, is one of the most urgent problems of medicine. The success of treatment is mainly determined by the degree of compliance of the materials used with a number of requirements, the main of which are:
1. High mechanical strength, which determines the durability of the implant.
2. Биохимическая совместимость, проявляющаяся в благоприятной реакции тканей, контактирующих с имплантатом. 2. Biochemical compatibility, manifested in a favorable reaction of tissues in contact with the implant.
3. Биомеханическая совместимость - свойство, определяющее успех реабилитации, долговечное и надежное функционирование имплантата. 3. Biomechanical compatibility - a property that determines the success of rehabilitation, long-term and reliable functioning of the implant.
4. Максимальная функциональная имитация замещенного органа или его части. 4. Maximum functional imitation of a substituted organ or part thereof.
5. Относительная технологическая простота и дешевизна производства, также ряд других важных условий. 5. The relative technological simplicity and low cost of production, as well as a number of other important conditions.
Развитие имплантологии имеет глубокую историю, на современном этапе которой приоритетны пористые материалы различного химического состава. Пористые имплантаты более гармонично совмещаются с тканями. Для этого их пористость должна быть проницаемой, иметь заданное распределение пор по размерам и хорошо смачиваться жидкими средами организма для проникновения их в поры под действием капиллярных сил. С течением времени в порах имплантата образуется и растет живая ткань и, таким образом, реализуется его связь с организмом за счет механического сцепления и химического взаимодействия ткани с компонентами элементного состава имплантата [3]. В уровне техники приведены сведения об аналогах с пористой структурой. The development of implantology has a deep history, at the present stage of which porous materials of various chemical composition are prioritized. Porous implants are more harmoniously combined with tissues. For this, their porosity must be permeable, have a predetermined pore size distribution and be well wetted by body fluids to penetrate into the pores under the action of capillary forces. Over time, living tissue is formed and grows in the pores of the implant and, thus, its connection with the body is realized due to mechanical adhesion and chemical interaction of the tissue with the components of the elemental composition of the implant [3]. The prior art provides information about analogues with a porous structure.
Широко известна пористая керамика, например Al2O3 [1], как химически инертный материал для пластики тканей, обладающий высокой биоадгезивностью. Недостатки указанного материала - низкая механическая прочность, особенно к ударным нагрузкам, излишняя твердость при использовании в мягких тканях, сложность обработки, низкая циклостойкость в отношении тяжело нагруженных имплантатов.Porous ceramics, for example Al 2 O 3 [1], are widely known as a chemically inert material for tissue plastic with high bioadhesiveness. The disadvantages of this material are low mechanical strength, especially to shock loads, excessive hardness when used in soft tissues, processing complexity, low cycle resistance in relation to heavily loaded implants.
Известны пористые углеродные материалы [1], имеющие низкую плотность, малый коэффициент теплового расширения и теплопроводности, биохимическую инертность. Недостаток материала - низкая ударная прочность, низкая биомеханическая совместимость. Known porous carbon materials [1] having a low density, low coefficient of thermal expansion and thermal conductivity, biochemical inertness. The lack of material is low impact strength, low biomechanical compatibility.
Более прогрессивные материалы для пластики тканей в виде пористого титана и его сплавов с алюминием, ниобием, танталом [1] хорошо связываются с тканью, особенно с костной, без образования фиброзных посредников. Недостатки пористого титана и его сплавов, ограничивающие их применение, - малая износостойкость, повышенная механическая усталость. More advanced materials for tissue plastic in the form of porous titanium and its alloys with aluminum, niobium, tantalum [1] are well bound to tissue, especially bone, without the formation of fibrous mediators. The disadvantages of porous titanium and its alloys, limiting their use, are low wear resistance, increased mechanical fatigue.
Известен ближайший по технической сущности аналог - проницаемопористый никелид титана с коэффициентом пористости 8 - 60% и коэффициентом проницаемости 2•10-13-3•10-6 м2 [2]. Достоинствами его по сравнению с упомянутыми аналогами являются оптимальное сочетание удельного веса, прочности, износо- и циклостойкости.The analogue closest in technical essence is known - permeable porous titanium nickelide with a porosity coefficient of 8-60% and a permeability coefficient of 2 • 10 -13 -3 • 10 -6 m 2 [2]. Its advantages in comparison with the aforementioned analogues are the optimal combination of specific gravity, strength, wear and cycle resistance.
Живые ткани обладают эластичностью - способностью обратимо деформироваться в значительных (более 5%) пределах в условиях многократных нагружений, вибраций. Если сопряженный с тканью материал отличается от нее характером и величиной деформации, он не соответствует требованиям биомеханической совместимости и его долговечность мала. Сплавы на основе никелида титана и, в частности, аналог [2], обладают механическим поведением, сходным поведением живых тканей, проявляя "эффект сверхэластичности" [3] и высокую биосовместимость. Living tissues have elasticity - the ability to deform reversibly in a significant (more than 5%) range under conditions of multiple loading, vibration. If the material conjugated with the fabric differs from it in character and magnitude of deformation, it does not meet the requirements of biomechanical compatibility and its durability is small. Alloys based on titanium nickelide and, in particular, an analogue [2], exhibit mechanical behavior, similar behavior to living tissues, exhibiting a “superelastic effect” [3] and high biocompatibility.
Пористость материала, имея заданные параметры, влияет на его физико- механические свойства - механическую прочность, коррозионную стойкость, сверхэластичность, деформационную циклостойкость. The porosity of the material, having the specified parameters, affects its physical and mechanical properties - mechanical strength, corrosion resistance, superelasticity, deformation cycle resistance.
Таким образом, механические характеристики, будучи заданными, ограничивают вариацию пористости, которая, в свою очередь, определяет область применения материала, т. е. степень его универсальности. Недостатком материала-прототипа является ограниченность области применения. Например, в указанных интервалах пористости и проницаемости он имеет низкую эффективность срастания с остеопорозной тканью. Thus, the mechanical characteristics, being given, limit the variation in porosity, which, in turn, determines the field of application of the material, i.e., the degree of its universality. The disadvantage of the material of the prototype is the limited scope. For example, in the indicated ranges of porosity and permeability, it has a low efficiency of fusion with osteoporotic tissue.
Технический результат предлагаемого изобретения - расширение области применения материала при сохранении биомеханической, биохимической совместимости и максимального функционального соответствия. The technical result of the invention is the expansion of the scope of the material while maintaining biomechanical, biochemical compatibility and maximum functional compliance.
Указанный технический результат достигается тем, что в материале для пластики тканей на основе пористого проницаемого никелида титана с пористостью в интервале 8-60% и коэффициентом проницаемости в интервале 2•10-13 - 3•10-6 м2 верхний предел интервала пористости увеличен до 90%, верхний предел интервала проницаемости увеличен до 2•10-5 м2, распределение пор по их размерам составляет
10-2 - 10-1 мкм - 1 - 5%
10-1 - 101 - 5 - 10
10 - 100 - 10 - 20
100 - 400 - 20 - 50
400 - 1000 - 50 - 10
Свыше 1000 - Остальное,
проницаемость материала выбрана изотропной.The indicated technical result is achieved by the fact that in a tissue plastic material based on porous permeable titanium nickelide with porosity in the range of 8-60% and permeability coefficient in the range of 2 • 10 -13 - 3 • 10 -6 m 2 the upper limit of the porosity interval is increased to 90%, the upper limit of the permeability interval is increased to 2 • 10 -5 m 2 , the pore size distribution is
10 -2 - 10 -1 microns - 1 - 5%
10 -1 - 10 1 - 5 - 10
10 - 100 - 10 - 20
100 - 400 - 20 - 50
400 - 1000 - 50 - 10
Over 1000 - The rest,
the permeability of the material is selected isotropic.
Кинетическая модель поверхностной реакции тканей организма на введение пористого имплантата включает проникновение тканевых жидкостей в поры материала, адгезию белковых молекул на поверхности имплантата, их биохимическое связывание с веществом имплантата и многостадийную трансформацию тканей в процессе синтезирования агрегата "ткань-имплантат" [4]. The kinetic model of the surface reaction of body tissues to the introduction of a porous implant includes the penetration of tissue fluids into the pores of the material, the adhesion of protein molecules on the surface of the implant, their biochemical binding to the substance of the implant, and multi-stage tissue transformation during the synthesis of the tissue-implant aggregate [4].
При условии наличия эффекта смачиваемости скорость и достаточность пропитывания имплантата тканевой жидкостью зависит от размера пор, направленности проницаемости, коэффициента смачиваемости для данной тканевой жидкости и данного материала, а также от внешнего фактора - разности гидравлического давления в заполненной и незаполненной зонах имплантата. Указанные интервалы пористости определены экспериментально. Качественное обоснование распределения пор по размерам состоит в том, что имеется оптимальный размер, обеспечивающий проникновение жидкости и эффективное связывание ее с поверхностью имплантата (площадь которой зависит от размеров пор). При изменении размеров пор в сторону их уменьшения картина пропитывания противоречиво изменяется, т.к. увеличивается гидравлическое сопротивление, но, вместе с тем, увеличивается капиллярный эффект, способствующий увеличению глубины проникновения. Нижний предел интервала пористости определяется также соотношением размеров пор и размеров биологических агрегатов синтезированной в конце процесса ткани, например размеров остеона в случае костной ткани. Given the presence of a wettability effect, the speed and sufficiency of impregnation of the implant with tissue fluid depends on the pore size, direction of permeability, wettability coefficient for a given tissue fluid and this material, as well as on an external factor - the difference in hydraulic pressure in the filled and unfilled areas of the implant. The indicated intervals of porosity are determined experimentally. A qualitative justification of the size distribution of pores is that there is an optimal size that ensures liquid penetration and its effective binding to the implant surface (the area of which depends on the pore size). When the pore sizes change in the direction of their decrease, the impregnation pattern is contradictory, because the hydraulic resistance increases, but at the same time, the capillary effect increases, which contributes to an increase in the penetration depth. The lower limit of the porosity interval is also determined by the ratio of pore sizes and sizes of biological aggregates of tissue synthesized at the end of the process, for example, osteon sizes in the case of bone tissue.
При изменении размеров пор в сторону их увеличения уменьшается капиллярный эффект и снижаются прочностные свойства пористого имплантата. When pore sizes are changed in the direction of their increase, the capillary effect decreases and the strength properties of the porous implant decrease.
Для конкретных тканей организма существуют свои, специализированные интервалы пористости, проницаемости, характеристики распределения пор по размерам. For specific body tissues, there are their own specialized ranges of porosity, permeability, and characteristics of pore size distribution.
Указанные характеристики предлагаемого материала разработаны для максимальной универсализации материала, т.е. широкой области использования. The indicated characteristics of the proposed material are designed for maximum universalization of the material, i.e. wide area of use.
Морфология тканей организма в соответствии с физиологической функциональностью анизотропна по различным характеристикам, в том числе по жидкостной проницаемости. Для приспособления предлагаемого материала к различным тканям его проницаемость выбрана изотропной, т.е. проницаемость имеет место во всех направлениях. The morphology of body tissues in accordance with the physiological functionality is anisotropic in various characteristics, including liquid permeability. To adapt the proposed material to various tissues, its permeability is selected isotropic, i.e. permeability takes place in all directions.
На иллюстрациях представлено:
Фиг. 1. Имплантат из пористого никелида титана для пластики сквозных ранений печени. 1 - втулка, 2 - неподвижное ограничительное ребро, 3 - съемное ограничительное ребро, 4 - стопорное кольцо.The illustrations show:
FIG. 1. An implant made of porous titanium nickelide for plasty of through liver wounds. 1 - sleeve, 2 - fixed restrictive rib, 3 - removable restrictive rib, 4 - circlip.
Фиг. 2. Микроструктура поверхности шлифа имплантата с тканевым заполнением по истечении 9 месяцев после операции. FIG. 2. The microstructure of the surface of the implant thin section with tissue filling after 9 months after surgery.
Фиг. 3. Имплантаты для пластики костных структур лицевого черепа. FIG. 3. Implants for plastic bone structures of the facial skull.
В качестве конкретных примеров, подтверждающих достижимость технического результата, приводятся данные использования пористых материалов в клинических условиях. As specific examples of the feasibility of a technical result, data are given on the use of porous materials in a clinical setting.
Пример 1. Пластика сквозных ранений печени выполнена в отделе патофизиологии Томской Центральной научно-исследовательской лаборатории на подопытных животных (собаках). Использовался пористый никелид титана с пористостью 65%, изотропной проницаемостью 2•10-5 м2 и распределением пористости по размерам:
10-2 - 10-1 мкм - 5%
10-1 - 101 - 10
10 - 100 - 20
100 - 400 - 50
400 - 1000 - 10
Свыше 1000 - Остальное
Материал получен методом порошковой металлургии путем самораспостраняющегося высокотемпературного синтеза в режиме горения [1] с последующим протравливанием. Пористый материал для пластики выполнен в виде втулки 1 (Фиг. 1) с ограничительными ребрами на торцах, одно из которых - неподвижное 2, второе - съемное 3. Диаметр втулки - 20 мм, длина - 30 мм, наружный диаметр ребер - 25 мм. Подвижное ребро фиксируется стопорным кольцом 4.Example 1. Plastic surgery of through wounds of the liver was performed in the pathophysiology department of the Tomsk Central Research Laboratory on experimental animals (dogs). We used porous titanium nickelide with a porosity of 65%, an isotropic permeability of 2 • 10 -5 m 2 and the size distribution of porosity:
10 -2 - 10 -1 microns - 5%
10 -1 - 10 1 - 10
10 - 100 - 20
100 - 400 - 50
400 - 1000 - 10
Over 1000 - Else
The material was obtained by powder metallurgy by self-propagating high-temperature synthesis in the combustion mode [1] with subsequent etching. The porous material for plastic is made in the form of a sleeve 1 (Fig. 1) with restrictive ribs at the ends, one of which is fixed 2, the second is removable 3. The diameter of the sleeve is 20 mm, length is 30 mm, the outer diameter of the ribs is 25 mm. The movable rib is fixed by the locking ring 4.
Материал использован следующим образом: После премедикации животное усыпляют и осуществляют доступ к левой латеральной доле печени срединной лапаротомией от мечевидного отростка длиной 15 см. Цилиндрическим резектором с внешним диаметром 22 мм в печени выполняют сквозное отверстие, моделирующее раневой канал. С помощью втулки-кондуктора в раневой канал вставляют втулку 1 до упора ограничительного ребра 2 в печень и выхода второго конца втулки 1 за пределы печени. На второй конец втулки надевают подвижное ребро 3 до его упора и легкого сдавливания печени и в такой позиции фиксируют стопорным кольцом 4. В ходе операции длительность резекции составила 5 сек, установка и закрепление имплантата около 20 сек. При этом кровотечение из печени происходило лишь во время резекции и установки имплантата. Кровопотеря составила не более 30 млл. The material was used as follows: After premedication, the animal is euthanized and the left lateral lobe of the liver is accessed with a median laparotomy from the 15 cm long xiphoid process. A through hole modeling the wound canal is made with a cylindrical resector with an external diameter of 22 mm. Using a sleeve-conductor in the wound channel insert sleeve 1 until the stop of the restrictive rib 2 in the liver and the second end of the sleeve 1 outside the liver. A movable rib 3 is put on the second end of the sleeve until it stops and the liver is squeezed lightly and in this position is fixed with a retaining ring 4. During the operation, the duration of the resection was 5 seconds, the installation and fixing of the implant was about 20 seconds. Moreover, bleeding from the liver occurred only during resection and implant placement. Blood loss was not more than 30 ml.
После установки имплантата пористый материал пропитывается тканевой жидкостью и в течение 30-40 сек происходит просачивание крови наружу до момента ее свертывания в матрице пор. Кровопотеря при этом составила 10-15 мл. After installation of the implant, the porous material is impregnated with tissue fluid and blood flows out for 30-40 seconds until it coagulates in the pore matrix. Blood loss in this case was 10-15 ml.
В послеоперационный период до 12 месяцев прослежена динамика образования и трансформации ткани на границе "паренхима-имплантат" от образования прослойки фибрина (1 сутки), ее грануляции (5-7 сутки), образования и уплотнения коллагеновой ткани до появления в последней сосудов и печеночных балок (6-12 месяцев). In the postoperative period up to 12 months, the dynamics of tissue formation and transformation at the parenchyma-implant border was traced from the formation of a fibrin layer (1 day), its granulation (5-7 days), the formation and compaction of collagen tissue until the vessels and liver beams appear in the latter (6-12 months).
По указанной методике прооперировано 30 животных. Летальность в этой группе составила 10% и не связана с имплантатом, что свидетельствует о высокой эффективности предлагаемого материала в качестве материала для пластики дефектов паренхиматозных органов. According to the specified technique 30 animals were operated. Mortality in this group was 10% and is not related to an implant, which indicates the high efficiency of the proposed material as a material for plastic repair of defects in parenchymatous organs.
Пример 2. Формирование культи глазного яблока. Использован пористый никелид титана с пористостью 90%, изотропной проницаемостью 2•10-5 м2 и распределением пор по размерам
10-2 - 10-1 мкм - 1%
10-1 - 101 - 5
10 - 100 - 10
100 - 400 - 20
400 - 1000 - 50
Свыше 1000 - Остальное.Example 2. The formation of the stump of the eyeball. Porous titanium nickelide with porosity of 90%, isotropic permeability of 2 • 10 -5 m 2 and pore size distribution was used.
10 -2 - 10 -1 microns - 1%
10 -1 - 10 1 - 5
10 - 100 - 10
100 - 400 - 20
400 - 1000 - 50
Over 1000 - The rest.
Материал получен методом порошковой металлургии, путем самораспостраняющего высокотемпературного синтеза в режиме горения и последующей чистке в травителе и оформлен в виде диска с анатомически обоснованными размерами. The material was obtained by powder metallurgy by self-propagating high-temperature synthesis in the combustion mode and subsequent cleaning in the etchant and is designed in the form of a disk with anatomically justified dimensions.
Материал использован с косметической целью и его эффективность определяется прочностью образованной связи имплантата с тканью глазного яблока, способностью противостоять рассасыванию и сохранять заданный объем. Методика использования материала следующая:
У подопытного животного (собаки) проводят эвисцероэнуклеацию, в склеральный бокал, освобожденный от сосудистой оболочки помещают имплантат, надсекают склеры между глазодвигательными мышцами и полученными склеральными лоскутами, сшивая их попарно параллельными швами фиксируют имплантат.The material was used for cosmetic purposes and its effectiveness is determined by the strength of the formed bond of the implant with the tissue of the eyeball, the ability to withstand resorption and maintain a given volume. The methodology for using the material is as follows:
An evisceroenucleation is performed in an experimental animal (dog), an implant is placed in the scleral glass, which is freed from the choroid, the sclera are cut between the oculomotor muscles and the obtained scleral flaps, and the implant is fixed in pairs with parallel seams.
Операции проведены у 30 животных. В течение всего эксперимента у животных не было осложнений в месте имплантата и в общем состоянии организма. Врастание ткани в поры имплантата и ее трансформация по истечении дней, 3, 6, 9 и 12 месяцев после операции исследовались методом микрошлифов. На фиг. 2 представлена микроструктура поверхности шлифа имплантата с тканевым заполнением по истечении 9 месяцев после операции. Результаты исследования показывают, что в порах образуется и в дальнейшем почти не изменяется плотная фиброзная ткань, что создает надежную фиксацию и функционирование имплантата. Operations were performed in 30 animals. Throughout the experiment, the animals had no complications at the implant site and in the general condition of the body. The ingrowth of tissue into the pores of the implant and its transformation after days, 3, 6, 9 and 12 months after the operation were investigated by microsections. In FIG. 2 shows the microstructure of the surface of the implant thin section with tissue filling after 9 months after surgery. The results of the study show that dense fibrous tissue is formed and subsequently remains almost unchanged in the pores, which creates reliable fixation and functioning of the implant.
Пример 3. Пластика костных структур лицевого черепа. По результатам операций в ринологическом отделении больницы N 3 г. Томска и кафедры челюстно-лицевой хирургии Новосибирского медицинского института. Example 3. Plastic bone structures of the facial skull. According to the results of operations in the rhinological department of the hospital N 3 of Tomsk and the Department of Maxillofacial Surgery of the Novosibirsk Medical Institute.
При пластике костных дефектов, обусловленных остеопорозом (патологическим разрежением костной ткани), использован как наиболее эффективный никелид титана с пористостью 70-80%, с изотропной проницаемостью 1,5•10-5 м2 и распределением пор по размерам
10-2 - 10-1 мкм - 1%
10-1 - 101 - 5
10 - 100 - 15
100 - 400 - 45
400 - 1000 - 30
Свыше 1000 - Остальное
Материал получен методом порошковой металлургии путем самораспостраняющегося высокотемпературного синтеза в режиме горения и последующей очистки травлением.When plastic bone defects caused by osteoporosis (pathological rarefaction of bone tissue) were used as the most effective titanium nickelide with a porosity of 70-80%, with an isotropic permeability of 1.5 • 10 -5 m 2 and pore size distribution
10 -2 - 10 -1 microns - 1%
10 -1 - 10 1 - 5
10 - 100 - 15
100 - 400 - 45
400 - 1000 - 30
Over 1000 - Else
The material was obtained by powder metallurgy by self-propagating high-temperature synthesis in the combustion mode and subsequent cleaning by etching.
Материал оформлен в виде пластинчатых эндопротезов (фиг. З) толщиной 0,5 - 1 мм, полученных методом электроэрозионной резки слитков пористого никелида титана. Подготовка эндопротезов к операции состоит в стерилизации их всеми доступными стандартными средствами, включая возможную для никелида титана сухожаровую обработку и хранение их в 96-градусном спирте. The material is designed in the form of lamellar endoprostheses (Fig. 3) with a thickness of 0.5 - 1 mm, obtained by electric discharge cutting of porous titanium nickelide ingots. The preparation of endoprostheses for surgery consists of sterilizing them with all available standard means, including the dry heat treatment possible for titanium nickelide and storing them in 96-degree alcohol.
Материал на примере ринопластики при тотальных дефектах носа используют следующим образом:
Цель операции - замещение хрящевого и костного отделов перегородки носа, утраченных в результате болезни или травмы. После удаления остатков дефектного участка остова перегородки носа осуществляют гемостаз. По риноскопической информации о площади дефекта моделируют имплантат из заготовленных пластинок (фиг. 3) с помощью хирургических ножниц. Изготовленный имплантат пропитывают раствором антибиотиков, помещают с помощью зеркала Киллиана на место дефекта, адаптируют его к краям дефекта и фиксируют кетгутовым швом. Дополнительную фиксацию осуществляют передней петлевой тампонадой.Material on the example of rhinoplasty with total defects of the nose is used as follows:
The purpose of the operation is the replacement of the cartilage and bone parts of the nasal septum lost as a result of illness or injury. After removing the remnants of the defective section of the skeleton of the nasal septum, hemostasis is performed. According to rhinoscopic information about the area of the defect, the implant is modeled from the prepared plates (Fig. 3) using surgical scissors. The implant made is impregnated with a solution of antibiotics, placed with a Killian mirror in place of the defect, adapted to the edges of the defect and fixed with a catgut seam. Additional fixation is carried out by the front loop tamponade.
В послеоперационный период на 2-е сутки удаляют тампон, на 4-5 сутки проводят антибиотикотерапию, а в случае необходимости - лазеротерапию. Сроки временной нетрудоспособности операции составляют 5-8 дней. In the postoperative period, the tampon is removed on the 2nd day, antibiotic therapy is carried out on the 4th-5th day, and, if necessary, laser therapy. The terms of temporary incapacity for surgery are 5-8 days.
Сходными действиями с использованием пористого материала восстанавливают другие дефекты носа, костных стенок лобной и верхнечелюстной пазух, нижней стенки глазной орбиты, верхней челюсти, производят контурную пластику лицевого скелета. By similar actions using porous material, other defects of the nose, bone walls of the frontal and maxillary sinuses, lower wall of the eye orbit, and upper jaw are restored, and contouring of the facial skeleton is performed.
Оценка клинических результатов пластических операций с использованием пористых имплантатов из никелида титана свидетельствует о заметном преимуществе последних по сравнению с известными аналогами и пористым материалом-прототипом. Evaluation of the clinical results of plastic surgeries using porous titanium nickelide implants indicates a significant advantage of the latter in comparison with the known analogues and the porous prototype material.
Материал с пористостью более 90% неработоспособен из-за низкой механической прочности. A material with a porosity of more than 90% is inoperative due to low mechanical strength.
Claims (1)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU97110259A RU2137441C1 (en) | 1997-06-17 | 1997-06-17 | Material for tissue plastic |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU97110259A RU2137441C1 (en) | 1997-06-17 | 1997-06-17 | Material for tissue plastic |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU97110259A RU97110259A (en) | 1999-07-20 |
| RU2137441C1 true RU2137441C1 (en) | 1999-09-20 |
Family
ID=20194288
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU97110259A RU2137441C1 (en) | 1997-06-17 | 1997-06-17 | Material for tissue plastic |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2137441C1 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002034155A1 (en) * | 2000-10-26 | 2002-05-02 | Biorthex Inc. | Dental implant |
| RU2670683C2 (en) * | 2013-05-14 | 2018-10-24 | Джонсон Энд Джонсон Медикал Гмбх | Surgical implant for repairing tissue or muscle wall defects, method for manufacture of raised areas in implant and method for production of implant |
-
1997
- 1997-06-17 RU RU97110259A patent/RU2137441C1/en active
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002034155A1 (en) * | 2000-10-26 | 2002-05-02 | Biorthex Inc. | Dental implant |
| RU2670683C2 (en) * | 2013-05-14 | 2018-10-24 | Джонсон Энд Джонсон Медикал Гмбх | Surgical implant for repairing tissue or muscle wall defects, method for manufacture of raised areas in implant and method for production of implant |
| RU2670683C9 (en) * | 2013-05-14 | 2018-12-13 | Джонсон Энд Джонсон Медикал Гмбх | Surgical implant for repairing tissue or muscle wall defects, method for manufacture of raised areas in implant and method for production of implant |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5986169A (en) | Porous nickel-titanium alloy article | |
| JP5086642B2 (en) | Bioabsorbable plug implant and method for bone tissue regeneration | |
| JP5792736B2 (en) | Dynamically bioactive bone graft material with artificially created porosity | |
| CN105796214A (en) | Porous metal cervical interbody fusion cage for directionally and slowly releasing rhBMP-2 | |
| KR20130037243A (en) | Surgical implant | |
| WO2007076272A2 (en) | Bone graft composition, method and implant | |
| PT2055267E (en) | Radiolucent bone graft | |
| JP2008520304A (en) | Bioabsorbable material | |
| WO2021120353A1 (en) | Metal prosthesis of composite porous biological ceramic, and preparation method therefor | |
| CN108514465B (en) | Intervertebral fusion device filled with artificial bone | |
| JP2011212209A (en) | Support for guided bone regeneration | |
| WO2000072778A1 (en) | Method, arrangement and use of an implant for ensuring delivery of bioactive substance to the bone and/or tissue surrounding the implant | |
| RU2137441C1 (en) | Material for tissue plastic | |
| Schultz | Reconstruction of facial deformities with alloplastic material | |
| JP5605618B2 (en) | Bone regeneration material kit, paste-like bone regeneration material, bone regeneration material and bone cement | |
| JP2002017846A (en) | Biological member | |
| CN205391219U (en) | Load rhBMP -2 slow release system's neck interbody fusion cage | |
| Woo et al. | Biomaterials: Historical overview and current directions | |
| US20140072747A1 (en) | Biphasic Collagen Membrane or Capsule for Guided Tissue Regeneration | |
| Rhinelander | A flexible composite as a coating for metallic implants microvascular and histological studies | |
| RU2265417C2 (en) | Implant for substituting extended bone fragments of complex shape | |
| US9289300B2 (en) | La fuente porus implant matrix | |
| JP6455982B2 (en) | Osteogenesis composition and osteogenesis system | |
| US20160151159A1 (en) | Collagen biomaterial for containment of biomaterials | |
| CN209154117U (en) | Invasive lumbar fusion device filled with artificial bone |