Ceramika jako materiał biomedyczny
Spis treści
Ceramika w potocznym rozumieniu kojarzy się z porcelaną, szkłem czy elementami architektury. W inżynierii biomedycznej termin ten ma jednak dużo szersze znaczenie. Ceramiki to materiały nieorganiczne, niemetaliczne, których głównymi składnikami są zazwyczaj tlenki metali, krzemiany, węgliki czy azotki. Charakteryzują się one wysoką twardością, dużą odpornością na ściskanie, wysoką temperaturą topnienia oraz bardzo niską przewodnością elektryczną i cieplną. Na poziomie atomowym ich właściwości wynikają głównie z przewagi wiązania jonowego lub kowalencyjnego oraz ograniczonej liczby możliwych płaszczyzn poślizgu w sieci krystalicznej. To właśnie dlatego ceramiki w przeciwieństwie do metali nie ulegają łatwemu odkształcaniu plastycznemu.
Konsekwencją takiej budowy jest przede wszystkim kruchość. Ceramiki mają tendencję do pękania przy obecności mikropęknięć, wtrąceń lub ostrych karbów. Zamiast stopniowo się odkształcać, jak robią to metale, pękają nagle i stosunkowo gwałtownie, gdy naprężenie w pobliżu istniejącej wady przekroczy wartość krytyczną. To tłumaczy, dlaczego ich wytrzymałość na rozciąganie jest znacznie niższa niż wytrzymałość na ściskanie. Co ciekawe, w warunkach idealnych, kiedy materiał jest praktycznie pozbawiony defektów, ceramika może być niezwykle mocna – przykładem są mikrowłókna szklane o wytrzymałości na rozciąganie rzędu kilku gigapaskali, przewyższającej wytrzymałość wielu stali wysoko wytrzymałych.
Ceramiki są również materiałami, które praktycznie nie pełzną w temperaturze pokojowej. O ile metale pod długotrwałym obciążeniem potrafią stopniowo się odkształcać, o tyle ceramika, ze względu na swoją sztywną strukturę wiązań, zachowuje wymiarowość, dopóki nie dojdzie do inicjacji pęknięcia. Ta cecha jest jednocześnie zaletą, gdy myślimy o stabilnym przenoszeniu obciążeń, oraz wadą, ponieważ brak możliwości „rozładowania” naprężeń odkształceniem plastycznym sprzyja nagłym złamaniom.
W momencie, gdy zaczęto świadomie wykorzystywać ceramikę do kontaktu z tkankami organizmu, narodziła się dziedzina bioceramiki. Okazało się, że odpowiednio dobrane kompozycje ceramiczne mogą służyć nie tylko w elektronice czy przemyśle wysokotemperaturowym, lecz także do zastępowania fragmentów kości, odbudowy zębów, konstruowania implantów stawowych, a nawet elementów mających kontakt z krwią, jak sztuczne zastawki serca. Warunkiem jest jednak spełnienie kilku podstawowych kryteriów biologicznych.
Aby dany materiał ceramiczny mógł być uznany za bioceramikę, musi być nietoksyczny, nierakotwórczy, niealergizujący, nie powinien wywoływać przewlekłej reakcji zapalnej, a także musi być biokompatybilny i zachowywać swoją biofunkcjonalność przez cały przewidywany okres implantacji. Innymi słowy, nie może szkodzić, musi spełniać swoje zadanie mechaniczne lub biologiczne oraz nie powinien w sposób nieprzewidywalny degradować.
Na tej podstawie bioceramiki dzieli się na trzy główne klasy. Pierwszą stanowią ceramiki nieabsorbowalne, czyli relatywnie bioobojętne, które po wszczepieniu praktycznie nie ulegają rozpuszczeniu ani znaczącym zmianom strukturalnym i mają służyć przez wiele lat. Drugą grupą są ceramiki biodegradowalne (resorbowalne), które z założenia mają być stopniowo zastępowane przez rosnącą tkankę gospodarza. Trzecią kategorię tworzą bioaktywne, powierzchniowo reaktywne bioceramiki, których zadaniem jest tworzenie silnego chemicznego połączenia z kością lub inną tkanką, przede wszystkim na drodze reakcji zachodzących jedynie w strefie powierzchniowej.
Relatywnie bioobojętne bioceramiki
Relatywnie bioobojętne bioceramiki zachowują swoje właściwości fizyczne i mechaniczne podczas wieloletniego pobytu w organizmie. Nie rozpuszczają się w istotnym stopniu, są odporne na korozję i zużycie, a kontakt z tkankami zwykle sprowadza się do mechanicznego dopasowania lub integracji bez istotnych reakcji chemicznych. W tej grupie szczególnie ważne są tlenek glinu, tlenek cyrkonu oraz różne odmiany węgla, w tym węgiel pirolityczny.
Tlenek glinu, znany również jako alumina (Al₂O₃), jest jednym z najczęściej stosowanych materiałów ceramicznych w implantologii. W zastosowaniach biomedycznych używa się wysokoczystej odmiany alfa, w której zawartość Al₂O₃ przekracza 99,5%, a ilość zanieczyszczeń, takich jak krzemionka i tlenki alkaliczne, jest ograniczana do dziesiętnych części procenta. Alumina ma rhomboedryczną strukturę krystaliczną, a w przyrodzie występuje jako szafir lub rubin, w zależności od obecnych domieszek nadających barwę. Jednokryształowe formy tego materiału mogą być uzyskiwane poprzez stopniowe nadtapianie proszku na zarodku krystalicznym, z którego „wyciąga się” rosnący kryształ.
Właściwości mechaniczne aluminy są imponujące. Moduł Younga sięga około kilkuset gigapaskali, wytrzymałość na zginanie przekracza 400 MPa, a twardość wynosi od 20 do 30 GPa. Ta ostatnia wartość oznacza, że tlenek glinu znajduje się bardzo wysoko na skali Mohsa (9/10), ustępując głównie diamentowi. Wytrzymałość i niezawodność polikrystalicznej aluminy zależą jednak istotnie od wielkości ziarna i porowatości. Obniżenie porowatości oraz zastosowanie drobnoziarnistej struktury sprzyjają wzrostowi wytrzymałości i zmniejszeniu rozrzutu wyników.
Takie połączenie twardości, odporności na zużycie oraz chemicznej obojętności w środowisku ustrojowym sprawia, że alumina jest materiałem z wyboru do budowy elementów ślizgowych endoprotez stawów, zwłaszcza głów protez biodrowych współpracujących z panewkami z ultra wysokocząsteczkowego polietylenu. Badania implantów z tlenku glinu wszczepionych do kości naczelnych wykazały brak toksyczności, brak oznak odrzucenia oraz bardzo dobrą tolerancję przez długie okresy obserwacji. Alumina znalazła również zastosowanie w implantach stomatologicznych, płytkach i śrubach kostnych, rekonstrukcjach ucha środkowego oraz elementach wymagających dużej twardości przy jednoczesnej obojętności chemicznej.
Drugim kluczowym materiałem tej grupy jest tlenek cyrkonu (ZrO₂). W czystej postaci ma on skomplikowany diagram fazowy – w różnych temperaturach przyjmuje różne struktury krystaliczne, którym towarzyszą istotne zmiany objętości. Taka zmienność jest niekorzystna z punktu widzenia stabilności wymiarowej, dlatego w praktyce stosuje się cyrkonię częściowo stabilizowaną za pomocą tlenków takich jak Y₂O₃. Dzięki takim dodatkom udaje się utrwalić wysokotemperaturowe fazy (tetragonalną lub kubiczną) również w niższych temperaturach, co poprawia stabilność struktury po spiekaniu.
Częściowo stabilizowana cyrkonia ma niższy moduł sprężystości niż alumina, co zbliża ją nieco bardziej do kości, a jednocześnie wykazuje szczególnie dobrą odporność na pękanie. Wynika to z mechanizmu transformacyjnego wzmacniania – w pobliżu propagującego pęknięcia dochodzi do lokalnej przemiany fazowej, której towarzyszy niewielki przyrost objętości, „zamykający” pęknięcie i utrudniający jego dalszy wzrost. Biokompatybilność cyrkonii jest bardzo dobra, a parametry tarcia i zużycia podczas współpracy z UHMWPE są na tyle korzystne, że materiał ten znalazł zastosowanie w głowach endoprotez stawowych i innych elementach przenoszących obciążenia.
Szczególną rolę wśród ceramik bioobojętnych odgrywają różne formy węgla. Struktura krystaliczna grafitu, klasycznej odmiany węgla, składa się z płaskich, heksagonalnych sieci atomów połączonych silnymi wiązaniami kowalencyjnymi, ułożonych warstwowo. Pomiędzy warstwami występują słabsze oddziaływania, co ułatwia ich przesuwanie się względem siebie i tłumaczy zjawisko smarności grafitu. W materiałach takich jak węgiel pirolityczny czy węgiel szklisty te heksagonalne warstwy są częściowo zaburzone, zdeformowane i wymieszane z obszarami amorficznymi. W skali makro prowadzi to do bardziej izotropowych właściwości mechanicznych.
W implantologii szczególnie cenny jest węgiel pirolityczny, który odznacza się wysoką wytrzymałością, przyzwoitym modułem sprężystości oraz znakomitą zgodnością z krwią. Materiał ten jest najczęściej stosowany jako powłoka nanoszona z fazy gazowej na końcowe kształty implantów – np. elementy zastawek serca czy protezy naczyniowe. Parametry procesu, takie jak temperatura, ciśnienie, skład gazu, geometria reaktora i czas osadzania, pozwalają bardzo precyzyjnie dostosować gęstość, anizotropię, rozmiar krystalitów i obecność defektów w węglu. Wyższa gęstość zwykle oznacza wyższą wytrzymałość i moduł sprężystości, co ma kluczowe znaczenie dla bezpieczeństwa długotrwałej pracy implantów.
Istnieją również kompozyty węglowo–węglowe, w których włókna węglowe wzmacniają matrycę węglową. Osiągają one bardzo wysoką wytrzymałość wzdłuż kierunku włókien, ale są wyraźnie anisotropowe i porowate. Z punktu widzenia mechaniki mogą być atrakcyjne, jednak ich zastosowanie wymaga wyjątkowo ostrożnego planowania rozkładu obciążeń w organizmie.
Biodegradowalne bioceramiki
W wielu zastosowaniach celem nie jest trwałe zastąpienie tkanki, lecz czasowe wypełnienie ubytku, podparcie mechaniczne lub dostarczenie leku, po czym implant powinien stopniowo zostać zastąpiony przez regenerującą się tkankę gospodarza. W takich sytuacjach idealnym wyborem są ceramiki resorbowalne, które degradowane są w kontrolowany sposób.
Historycznie jednymi z pierwszych materiałów tego typu był gips, czyli siarczan wapnia dwuwodny, używany już pod koniec XIX wieku jako substytut kości. Prawdziwy przełom nastąpił jednak w drugiej połowie XX wieku, kiedy wprowadzono w pełni syntetyczne fosforany wapnia oraz bardziej złożone systemy, takie jak ceramiki aluminiowo–wapniowo–fosforanowe (ALCAP), cynkowo–wapniowo–fosforanowe (ZCAP), cynkowo–siarczanowo–wapniowo–fosforanowe (ZSCAP) czy żelazowo–wapniowo–fosforanowe (FECAP).
Najważniejszym przedstawicielem tej grupy jest hydroksyapatyt (HA), chemicznie zbliżony do mineralnej fazy kości i zębów. Ma on wzór zbliżony do Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ i należy do rodziny apatytów. Strukturalnie tworzy heksagonalne pryzmaty, w których jony hydroksylowe układają się w kolumny wzdłuż osi c, a część jonów wapnia jest z nimi silnie związana. Pozostałe jony Ca²⁺ dopełniają sieć krystaliczną, zapewniając stabilność struktury. Stosunek molowy wapnia do fosforu wynosi 10:6, a gęstość teoretyczna jest zbliżona do 3,2 g/cm³. Zabieg zastępowania jonów OH⁻ jonami F⁻ skutkuje wzrostem stabilności chemicznej, co tłumaczy, dlaczego fluoryzacja wzmacnia szkliwo zębów.
Hydroksyapatyt jest materiałem o wyjątkowej biokompatybilności, ponieważ jego struktura i skład chemiczny bardzo dobrze odzwierciedlają naturalny minerał tkanki kostnej. Po wszczepieniu w postaci granulek czy porowatych bloków dochodzi do szybkiego tworzenia nowej kości gąbczastej, a granica między implantem a kością często przyjmuje charakter bezpośredniego, chemicznego wiązania, bez wyraźnej strefy włóknistej.
Właściwości mechaniczne hydroksyapatytu mogą się znacznie różnić w zależności od sposobu wytwarzania, wielkości ziaren i porowatości. Moduł sprężystości może osiągać wartość porównywalną z naturalnymi tkankami twardymi, takimi jak szkliwo, dentyna czy kość zbita. To umożliwia projektowanie implantów, których sztywność jest dopasowana do otaczającej tkanki, co zmniejsza ryzyko niekorzystnego zjawiska tzw. stress shielding, czyli odciążenia i stopniowego zaniku kości.
Obok hydroksyapatytu ważną rolę odgrywa β-trójfosforan wapnia (β-TCP). Jest on bardziej rozpuszczalny niż HA, co powoduje szybszą resorpcję in vivo, przy jednoczesnym zachowaniu dobrej osteokondukcji. Dzięki temu materiał ten dobrze sprawdza się jako czasowy wypełniacz ubytków kostnych, który ulega stopniowemu zanikowi, gdy rośnie własna kość pacjenta. Podobnie jak hydroksyapatyt, TCP jest często wytwarzany metodą mokrej syntezy z odpowiednich soli wapnia i fosforanów, a następnie kalcynowany i spiekany. Może on tworzyć kompozyty z aminokwasami, takimi jak cysteina, które po zmieszaniu z wodą wiążą i twardnieją w miejscu implantacji, umożliwiając formowanie materiału bezpośrednio w ubytku.
Bardziej złożone systemy ceramiczne, takie jak ALCAP, ZCAP, ZSCAP czy FECAP, są zazwyczaj polifazowe. Oznacza to, że w ich strukturze występuje kilka różnych faz krystalicznych o zróżnicowanej rozpuszczalności i szybkości resorpcji. Taka budowa pozwala projektować materiały, które degradują się wieloetapowo: jedne fazy znikają szybciej, inne wolniej, a w trakcie tego procesu dochodzi do uwalniania biologicznie istotnych jonów, na przykład cynku czy żelaza. Można je również wykorzystywać jako nośniki leków – substancja czynna jest zamknięta w matrycy ceramicznej i stopniowo uwalniana w miarę resorpcji implantu.
Ciekawym przykładem materiału resorbowalnego o pochodzeniu naturalnym jest korallina, czyli szkielet koralowców zbudowany głównie z węglanu wapnia w formie aragonitu. Poszczególne gatunki korali tworzą unikatowe, trójwymiarowe struktury porowate, które pod względem rozmiarów i rozmieszczenia porów przypominają kość beleczkowatą. Dzięki temu takie materiały jak Biocoral świetnie nadają się do wypełniania ubytków kostnych. Węglan wapnia ulega stopniowej resorpcji, a na jego miejsce wnika kość. Dodatkowo szkielety koralowe można hydrotermicznie przekształcić w hydroksyapatyt, zachowując naturalną architekturę porów, co łączy zalety ścisłego podobieństwa chemicznego z kością i bardzo korzystnej mikrostruktury przestrzennej.
Bioaktywne bioceramiki powierzchniowo reaktywne
Pomiędzy skrajnie obojętnymi ceramikami a szybciej resorbowalnymi materiałami stoi trzecia, niezwykle ważna grupa – bioaktywne bioceramiki, czyli powierzchniowo reaktywne szkła, szkłoceramiki oraz niektóre postacie hydroksyapatytu. Ich szczególną cechą jest to, że choć zasadnicza objętość materiału pozostaje stosunkowo stabilna, to powierzchnia aktywnie reaguje z płynami ustrojowymi, tworząc warstwę, która może tworzyć silne, chemiczne połączenie z kością.
Klasycznym przykładem są bioaktywne szkła krzemianowe, takie jak materiały z rodziny Bioglass, oraz ich krystalizowane odpowiedniki – szkłoceramiki. Podstawą tych systemów jest krzemionka (SiO₂) z dodatkami tlenku wapnia, tlenku sodu i tlenku fosforu(V). Po wszczepieniu do organizmu na powierzchni takich materiałów zachodzi szereg reakcji: najpierw dochodzi do wymiany jonów Na⁺ i Ca²⁺ z otoczeniem, co powoduje lokalną zmianę pH i aktywności jonowej. Następnie tworzy się żelowa warstwa bogata w krzemionkę, a na niej wytrącają się fosforany wapnia, które z czasem przekształcają się w strukturę zbliżoną do apatytu. Ta powierzchniowa warstwa apatytowa umożliwia bezpośrednie zakotwiczenie kości w szkle, bez pośrednictwa tkanki włóknistej.
Bioaktywność szkieł jest silnie zależna od składu chemicznego, przede wszystkim zawartości SiO₂ i proporcji CaO, Na₂O oraz P₂O₅. Istnieje określony zakres składu, w którym dochodzi do jednoczesnego tworzenia warstwy krzemionkowej i fosforanowej. Poza nim materiał albo jest zbyt mało reaktywny, aby tworzyć trwałe wiązanie z tkanką, albo zbyt podatny na rozpuszczanie.
Szkłoceramiki, takie jak krystalizowane formy Bioglass czy Ceravital, powstają w wyniku kontrolowanej krystalizacji szkła. W trakcie produkcji materiał poddawany jest sekwencji obróbek cieplnych, które prowadzą do powstania ogromnej liczby drobnych krystalitów (o średnicach rzędu ułamka mikrometra) równomiernie rozmieszczonych w objętości. Dzięki temu szkłoceramiki łączą dużą gęstość, wysoką wytrzymałość, dobrą odporność na zarysowania i odpowiednie właściwości termiczne. Odpowiednio dobrany skład umożliwia zachowanie bioaktywności przy poprawie parametrów mechanicznych w porównaniu z czysto amorficznym szkłem.
Pomimo tych zalet szkła bioaktywne i szkłoceramiki pozostają materiałami stosunkowo kruchymi. Ich wytrzymałość na rozciąganie, choć poprawiona, jest nadal zbyt niska, aby stosować je jako samodzielne elementy w dużych, obciążonych implantach, takich jak trzony protez stawowych. Znajdują jednak szerokie zastosowanie jako powłoki na metalowych implantach, gdzie tworzą z kością bezpośrednie połączenie, oraz jako wypełniacze kompozytów stomatologicznych, materiały do rekonstrukcji ucha środkowego czy małe implanty czaszkowe.
Deterioracja i zmęczenie ceramik w organizmie
W projektowaniu implantów z ceramiki istotne jest nie tylko to, jakie właściwości materiał posiada bezpośrednio po wytworzeniu, ale także to, jak zmieniają się one w czasie pod wpływem środowiska biologicznego i obciążeń mechanicznych.
W ceramikach nieabsorbowalnych dużą rolę odgrywa zjawisko zmęczenia statycznego i dynamicznego. W środowisku wodnym, które odpowiada warunkom fizjologicznym, woda może przyspieszać wzrost istniejących mikropęknięć. Jeżeli materiał zawiera domieszki ułatwiające penetrację wody, może to prowadzić do stopniowego obniżenia wytrzymałości pod wpływem długotrwałego obciążenia, nawet jeśli naprężenia są mniejsze niż granica wytrzymałości określona w próbie krótkotrwałej. Zjawisko to szczegółowo badano między innymi w tlenku glinu, obserwując związki między obecnością śladów działania wody na powierzchni przełomu a spadkiem wytrzymałości.
Do opisu zachowania ceramiki często stosuje się statystyczne modele wytrzymałości, na przykład rozkład Weibulla, w którym prawdopodobieństwo zniszczenia zależy od stałej skali i parametru kształtu m. Im wyższa wartość parametru m, tym mniejszy rozrzut wytrzymałości i większa przewidywalność zachowania materiału, co jest kluczowe przy projektowaniu elementów implantów. Praktycznym narzędziem inżynierii niezawodności są również testy obciążeniowe typu proof test, w których gotowe elementy poddaje się naprężeniom wyższym niż przewidywane obciążenia eksploatacyjne. Słabsze egzemplarze ulegają zniszczeniu na etapie testowania, a dla pozostałych można wyznaczyć minimalny oczekiwany czas życia przy zadanym poziomie obciążenia.
W przypadku powłok węglowych na metalach badania zmęczeniowe wykazały, że integralność powłoki jest silnie uzależniona od zachowania podłoża. Jeżeli metalowe podłoże nie ulega znaczącemu odkształceniu plastycznemu, węgiel pirolityczny może zachować ciągłość nawet przy bardzo wysokiej liczbie cykli obciążenia, co jest szczególnie istotne dla powlekanych zastawek serca czy protez naczyniowych.
Techniki wytwarzania bioceramiki
Dobór techniki wytwarzania bioceramiki zależy w dużej mierze od przeznaczenia implantu. Jeżeli celem jest zastąpienie tkanki twardej i przenoszenie obciążeń mechanicznych, priorytetem będzie duża gęstość, wysoka wytrzymałość i odpowiedni moduł sprężystości. W zastosowaniach, gdzie najważniejsza jest integracja z tkanką i intensywne unaczynienie, kluczową rolę odgrywa wysoka porowatość otwarta i właściwy rozkład wielkości porów.
W implantach nośnych wykorzystuje się techniki takie jak formowanie wtryskowe, żel-casting czy metody mikroemulsji, które umożliwiają uzyskanie wysokiej gęstości (powyżej 97–99% gęstości teoretycznej) przy stosunkowo niewielkiej porowatości. Odpowiednio dobrane domieszki, w tym fosforany sodu, lit lub częściowo stabilizowana cyrkonia, mogą poprawiać spiekalność, zwiększać mikrotwardość i odporność na pękanie oraz wpływać na rozwój mikrostruktury w czasie spiekania. Należy przy tym zawsze uwzględniać, że zbyt duża ilość dodatków lub ich niewłaściwy dobór może prowadzić do powstania faz niebiokompatybilnych lub zbyt łatwo rozpuszczalnych.
Jeżeli celem jest szybka integracja z kością i innymi tkankami, projektuje się ceramikę tak, aby miała dużą porowatość otwartą, z porami o średnicach umożliwiających wnikanie naczyń krwionośnych i komórek (najczęściej przyjmuje się wartości co najmniej kilkudziesięciu mikrometrów). Tutaj stosuje się m.in. metodę konsolidacji skrobi, w której ziarna skrobi mieszane są z zawiesiną ceramiczną, a następnie podczas suszenia pęcznieją. W czasie spiekania skrobia ulega spaleniu, a w jej miejscu pozostają pory. Regulując udział skrobi w mieszaninie, można precyzyjnie sterować końcową porowatością i rozkładem wielkości porów, uzyskując zarówno struktury o porach rzędu kilku mikrometrów, jak i większych, liczących dziesiątki mikrometrów.
Inną techniką jest drip casting, w której z zawiesiny hydroksyapatytu formuje się krople lub granulki, na przykład poprzez ich kapanie na specjalne formy lub do ciekłego azotu. Po wysuszeniu, kalcynacji i spiekaniu uzyskuje się porowate granulaty HA, które mogą służyć jako wypełnienia ubytków kostnych. Niezależnie od szczegółów procesu, celem jest stworzenie struktury, która będzie wystarczająco mocna, aby przetrwać implantację i wczesną fazę gojenia, a jednocześnie zapewni wysoki stopień przenikania tkanek.
Podsumowanie – Ceramika jako materiał biomedyczny
Bioceramika stanowi dziś jedną z kluczowych grup biomateriałów stosowanych w medycynie. Obejmuje ona zarówno relatywnie bioobojętne ceramiki tlenkowe, takie jak alumina czy cyrkonia, jak i resorbowalne fosforany wapnia, struktury oparte na koralach, wieloskładnikowe systemy zawierające cynk lub żelazo, a także bioaktywne szkła i szkłoceramiki. Każdy z tych materiałów ma własną „rolę” do odegrania w organizmie: jedne mają być stabilnym, długowiecznym zamiennikiem kości, inne stopniowo ustąpić miejsca nowej tkance, a jeszcze inne zapewnić silne chemiczne zakotwiczenie implantów w kości.
Kluczowe w projektowaniu bioceramiki jest zrozumienie zależności między składem chemicznym, strukturą krystaliczną, mikrostrukturą, metodą wytwarzania i zachowaniem w środowisku biologicznym. Współczesne implanty bardzo często łączą różne materiały: metal zapewniający nośność, bioaktywną ceramikę tworzącą trwałe połączenie z kością, resorbowalne rusztowania wspomagające regenerację oraz powłoki węglowe w elementach mających kontakt z krwią. Bioceramika przestała być więc jedynie „twardym materiałem” – jest dziś precyzyjnie projektowanym narzędziem inżynierii tkankowej i implantologii, pozwalającym coraz lepiej naśladować biologiczne funkcje i strukturę tkanek organizmu.
