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Ciò può essere spiegato con il fatto che essi sono composti da calcio e
da fosfato, che rappresentano i principali costituenti della componente
minerale dell’osso. Il tricalcio-fosfato e l’HA, sono stati sottoposti
negli anni ad ampi studi in vitro e in vivo. Possono essere facilmente
differenziati l’uno dall’altro in base al rapporto stechiometrico calcio/
fosfato. La trasformazione del tricalcio fosfato in HA e viceversa la
conversione dall’HA, la sua struttura cristallina, la sua porosità, e la sua
solubilità dipendono dalla metodica di produzione e dalla temperatura
cui è sottoposto nel corso della lavorazione. Nesheiwat et al hanno utilizzato
l’HA corallina per la ricostruzione di ampi difetti post traumatici
del primo osso metatarsale, riportando risultati paragonabili a quelli
ottenuti con l’osso autologo. L’HA corallina è prodotta utilizzando la
struttura trabecolare del corallo marino, nel quale, attraverso una reazione
di scambio idrotermico, il carbonato di calcio che lo costituisce
viene convertito a fosfato di calcio, senza alcun cambiamento però della
struttura trabecolare. Lo studio confermò che il biomateriale impiantato
veniva completamente incorporato nell’osso ospite. Inoltre si osservò
che, mentre all’inizio l’impianto non era in grado di sopportare lo stress
meccanico perchè troppo fragile, una volta incorporato nell’osso, esso
diveniva resistente al pari dell’osso nativo 19 . Diversi autori hanno valutato
la capacità del tricalcio-fosfato, dell’HA e della collagene-HA di
determinare la guarigione di difetti ossei, sia da soli sia dopo l’aggiunta
di cellule midollari. I risultati sono stati confrontati con quelli ottenuti
impiantando osso spongioso. È possibile che le cellule staminali nelle
prime 3-4 settimane conferiscano al biomateriale un’attività osteogenetica,
che altrimenti non avrebbe, che si unisce a quella osteoconduttiva.
Solo successivamente diviene preminente il contributo delle cellule
dell’osso ospite. La capacità del tricalcio-fosfato e dell’HA di sostenere
la crescita ossea è più evidente quando l’impianto è a diretto contatto
con l’osso ospite. Tale crescita è determinata in parte dalla misura del
diametro dei pori, che comunemente varia tra 100 µm e 400 µm, e in
parte dal tempo trascorso dall’impianto 20 21 . Misch et al hanno valutato
le differenze, nell’ambito di applicazioni odontoiatriche, tra l’osso
autologo, la matrice ossea demineralizzata e biomateriali di fosfato di
calcio come l’HA e il tricalcio-fosfato. È stato dimostrato che il loro
impiego in diverse combinazioni dipende anche dalle dimensioni e
dalla sede del difetto osseo. In particolare hanno potuto osservare che
l’uso dell’HA, del tricalcio-fosfato e di composti ottenuti dalla loro
combinazione con la matrice ossea demineralizzata trovino indicazione
in presenza di piccoli difetti ossei, mentre in quelli più ampi è indicato
l’impiego di osso autologo o comunque la combinazione HA-osso
autologo. In generale è emerso che quanto maggiore è il difetto osseo,
tanto più è necessario ricorrere all’innesto o all’aggiunta di cellule autologhe
(scaffold composito) 21 22 . Un aspetto dell’impiego delle matrici
ceramiche come riempitivo di difetti ossei è quello riguardante la
chirurgia dei tumori dell’osso, nella quale comunemente l’asportazione
della lesione tumorale è seguita dall’innesto di osso autologo. Tuttavia
può essere difficile ottenere una quantità di osso sufficiente a riempire
i difetti ossei a causa della loro ampiezza 23 .
CONCLuSIONI
L’orientamento più attuale della ricerca e dell’applicazione clinica
consiste nell’impiego di materiali compositi costituiti da associazioni
di piccole quantità di innesti ossei autologhi, ominnesti morcellizzati
o strutturati sulla base delle esigenze meccaniche, biomateriali di
sintesi come riempimento, fattori di crescita e cellule mesenchimali
a. Gigante et al.
autologhe. In questo modo è possibile supportare tutte e tre le attività
osteoconduttive, osteoinduttive ed osteosteogenetiche richieste per un
rapida guarigione.
BIBLIOGraFIa
1 Muschler GF, Lane JM. Orthopedic Surgery. In: Habal MB, Reddi AH (eds). Bone
Grafts and Bone Substitutes. Philadelphia.WB Saunders Co 1992. p. 375-407.
2 Boden SD, Schimandle JH. Biologic enhancement of spinal fusion. Spine
1995;20(24S):S113-23S.
3 Urist MR, Silverman BF, Buring K, et al. The bone induction principle. Clin
Orthop 1967;53:243-83.
4 Ehrler DM, Vaccaro AR. The use of allograft bone in lumbar spine surgery.
Clin Orthop 2000;371:38-45.
5 Schnee CL, Freese A, Weil RJ, et al. Analisys of harvest morbidity and
radiographic outcome using autograft for anterior cervical fusion. Spine
1997;22:2222-7.
6 Berven S, Tay BKB, Kleinstueck FS, et al. Clinical applications of bone graft
substitutes in spine surgery: consideration of mineralized and demineralized
preparations and growth factor supplementation. Eur Spine J 2001;10:S169-177.
7 Kagan RJ. American association of tissue banks standards for tissue banking.
Library of Congress Card 1998;84-7269.
8 Directive 2004/23/EC of the European Parliament and of the Council of
31 March 2004 on setting standards of quality and safety for the donation,
procurement, testing, processing, preservation, storage and distribution of
human tissues and cells.
9 Czitrom AA. Principles and techniques of tissue banking. In: Heckman JD ed.
American Academy of Orthopaedic Surgeons Instructional Course Lectures.
42th ed. Rosemont 1993. p. 359-62.
10 Asselmeier MA, Casperi RB, Bottenfield S. A review of allograft processing
and sterilization techniques and their role in transmission of the human
immunodeficiency virus. Am J Sports Med 1993;21:170-5.
11 Sandhu HS, Grewal HS, Parvataneni H. Bone grafting for spine fusion. Orthop
Clin North Am 1999;30:685-98.
12 Guizzardi S, Di Silvestre M, Scandroglio R, et al. Implants of heterologous
demineralized bone matrix for induction of posterior spinal fusion in rats. Spine
1992;17:701-7.
13 LeGeros RZ. Biodegradation and bioresorption of calcium phosphate ceramics.
Clin Mater 1993;14:65-88.
14 Driessens FC. Physiology of hard tissues in comparison with the solubility of
synthetic calcium phosphates. Ann New York Acad Sci 1988;523:131-6.
15 Ben-Nissar B, Chai C, Evans L. Crystallographic and spectroscopic
characterization of morphology of biogenic and synthetic apatites. Part B. In:
Encyclopedic handwork of biomaterials and bioengineering. Edited by DL
Wise. New York, Marcel Dekker 1995. p. 196
16 Tancred DC, McCormack BAO, Carr AJ. A quantitative study of the sintering
and mechanical properties of hydroxyapatite/phosphate glass composites.
Biomaterials 1998;19:1735-43.
17 Tampieri A, Sandri M, Landi E, et al. Design of graded biomimetic osteochondral
composite scaffolds. Biomaterials 2008;29:3539-46.
18 Akao M, Aoki H, Kato K. Mechanical properties of sintered hydroxyapatite for
prosthetic applications. J Mater Sci 1981;16:809-12.
19 Nesheiwat F, Brown WM, Healey KM. Post-traumatic first metatarsal
reconstruction using coralline hydroxyapatite. J Am Podiatr Med Assoc
1998;88:130-4.
20 Johnson KD, Frieson KE, Keller TS, et al. Porous ceramics as bone graft
substitutes in long bone defects: A biochemical, histological, and radiolographic
analysis. J Orthop Res 1996;14:351-69.
21 Mattioli-Belmonte M, Lucarini G, Virgili G, et al. Mesenchymal Stem Cells on
Plasma-Deposited Acrylic Acid Coatings: An In Vitro Investigation to Improve
Biomaterial Performance in Bone Reconstruction. J Bioact Compat Polym
2005;20:343-60.
22 Misch CE, Dietsh F. Bone-grafting materials in implant dentistry. Implant Dent
1993;2:158-67.
23 Capanna R, Manfrini M, Tigani D, et al. Tricalcium phosphate and hydroxyapatite
ceramics in the surgery of bone tumors: preliminary results. Chir Organi Mov
1991;76:245-54.
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