Автореферат и диссертация по медицине (14.00.16) на тему:Экспериментальное обоснование применения для костной пластики пористого минералонаполненного композита полилактида, подвергнутого воздействию сверхкритической среды СО#32#1.

11111 ИНН II

□0344 7018 На правах рукописи

Семикозов Олег Витальевич

Экспериментальное обоснование применения для костной пластики пористого минералонаполненного композита полилактида, подвергнутого воздействию сверхкритической среды С02

14.00.16 -Патологическая физиология

Автореферат диссертации на соискание ученой степени кандидата медицинских наук

з о СЕН 2008

Москва-2008

Работа выполнена на кафедре патофизиологии сто патологического факультета ГОУ ВПО «Московский государстве* ный медико-стоматологический университет Росздрава»

Научные руководители:

Заслужены '"й деятель науки РФ доктор Mti лцинских наук, профессор Воложин /Александр Ильич

(зав кафедрой патофизиологии ГОУ ВПО «Московский государственный медико-стоматологический университет Росздрава»)

кандидат физико-математических наук Попов Владимир Карпович

(Зав лабораторией Института проблем лазерных и информационных технологий РАН)

Официальные оппоненты:

доктор медицинских наук, профессор Топольницкий Орест Зиновьевич

(Зав кафедрой детской хирургической стоматологии ГОУ ВПО «Московский государственный медико-стоматологический университет Росздрава»)

доктор медицинских наук, профессор Шевелев Олег Алексеевич

(профессор кафедры общей патологии и патофизиологии Российского государственного университета дружбы народов)

Ведущая организация:

Московская медицинская академия им И М.Сеченова Защита состоится 2008 года в /3 _часов на заседании совета по

защите докторских и кандидатских диссертаций Д 212 203.06 при Российском Университете дружбы народов по адресу. 117198, Москва ул Миклухо-Маклая, д 8, Медицинский факультет

С диссертацией можно ознакомиться в учебно-научном информационном библиотечном центре Российского Университета дружбы народов по адресу 117198, Москва ул Миклухо-Маклая, д б

Автореферат разослан » _ 2008 г.

Ученый секретарь диссертационного Совета,

доктор медицинских наук, профессор Г А Дроздова

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ Актуальность исследования. Синтетические биорезорбируемые композиты с каждым годом все шире используются для создания эндопротезов и скрепляющих устройств в остеопластике для решения многих проблем в травматологии, ортопедии и челюстно-лицевой хирургии Однако проблемы создания резорбируемых искусственных заменителей кости до настоящего времени окончательно не решены, несмотря на обилие публикаций по этому вопросу. Одной из проблем медицины остается создание пористых биорезорбируемых композиционных материалов, которые бы обладали более высокой остеоинтегративной активностью, благодаря врастанию в свободные пространства вновь образованной костной ткани с сохранением высокой механической прочности

Доказано, что введение в состав композитных материалов синтетического гидроксиапатита улучшает биологические и механические свойства имплантатов (8Мапагш, М. Окипо, 2001, В А Бондаренко, АП Краснов и др. 2002; А.Р Кгаэпоу и др, 2003, Ю.И Чергештов, 2002, А И Воложин, 1997-2003), что создает новые возможности получения биорезорбируемых композитов Имеются данные об усилении остеоинтегративных свойств высокомолекулярного полилактида, наполненного синтетическим гидроксиапатитом. Однако дальнейшее улучшение биологических свойств полилактида может быть осуществлено путем создания пористости этого композита. Согласно данным литературы пористость является важной характеристикой остеопластического материала, причем оптимальным размером пор является 100-200 мкм, что создает оптимальные условия для контакта с костной тканью и врастанию вновь образованных трабекул в свободные пространства композита Одним из эффективных методов создания пор в композиционных материалах является использование метода сверхкритической среды С02 (В К Попов и др , 1998, 0.3 Топольницкий и др , 2000) Эти и другие работы касались применения этого метода к нерезорбируемым полимерам, таким как полиметилметакрилат Нет данных относительно режимов применения метода СКС СОг для полилактида, принимая во внимание его термолабильность, подверженность гидролизу и другие физико-механические свойства Неясно, как будет формироваться пористость композита полилактид - гидроксиапатит в зависимости от режимов применения СКС СО2, включающих температуру, давление в камере, продолжительности воздействия газовой среды От этих параметров, по-видимому, зависит не только пористость, но и скорость резорбции при введении в костную ткань и интеграция с вновь образованными костными структурами Для решения этой актуальной медицинской проблемы необходимо проведение комплексного исследования, включающего лабораторные физико-химические, механические и экспериментальные

исследования на биологических объектах, прежде чем рекомендовать новый остеоопластический материал для клинической практики

Цель работы: изучить физико-химические, механические и остеоинтегративные свойства полимера полилактида, наполненного гидроксиапатитом и подвергнутого воздействию сверхкритической среды СО2 для создания пористости и предназначенного для остеопластики Задачи исследования

1. Отработать технологию получения композитов на основе полилактида и полилактогликолида, наполненных синтетическим гидроксиапатитом, определить оптимальный режим ск-ССЬ воздействия для получения контролируемой объемной пористости материала.

2 Применить метод литьевого прессования для получения наполненных ГАП биорезорбируемых полилактидных и полилактогликолидных композитов Использовать методы гравиметрии, оптической и сканирующей электронной микроскопии для исследования свойств этих композитов после воздействия ск-С02

3. Изучить физико-механические свойства образцов чистых и наполненных ГАП-наполненных полилактидов и полилакгогликолидов полученных методом литьевого прессования до и после их обработки в ск-СОг влияние введения ГАП в состав полилактида и полилактогликолида на поверхность и внутреннюю структуру композитов полилактида и полилактогликолида

5. Определить результат воздействия ск-СОг на поверхность и внутреннюю структуру полимеров полилактида и полилактогликолида, наполненных ГАП

6. Использовать следующие критерии для оценки реакций костной ткани на введение композиционных материалов в эксперименте, характер и интенсивность воспалительной реакции вокруг имплантатов, выраженность процессов посттравматической реакции кос гной ткани в виде ее резорбции, скорость и выраженность новообразования и вторичной перестройки костного вещества вокруг имплантатов

7 Определить особенности влияния «чистых» и ГАП-наполненных полимерных материалов на динамику репаративной регенерации костной раны, образование и перестройку вновь образованной костной ткани.

8. Оценить влияние обработки в сверхкритической среде диоксида углерода полилактида и полилактогликолида на их поведение имплантатов в костной ране и процессы репаративной регенерации костной ткани

Положения, выносимые на защиту

1. Технология получения композитов на основе полилактида и полилактогликолида, наполненных синтетическим гидроксиапатитом,

определение оптимального режима ск-СОг временные и температурные параметры этого воздействия для получения контролируемой объемной пористости материала - от 2 до 150%

2. Отработка технологии получения однородно наполненных ГАП биорезорбируемых полигактидных и полилактогликолидных композитов методом питьевого прессования, исследование взаимодействия биорезорбируемых полимерных материалов и композитов на их основе с газообразным, жидким и ск-С02

3 Изучение поверхности и вй^гренней структуры образцов композитов на основе полилактида и полилактогликолида, модифицированные введением ГАП и подвергнутые воздействию ск-С02

4 Исследование процессов биодеструкции и фрагментации композитных материалов в динамике после их введения в костную рану в эксперименте

5. Влияние введения ГАП в композитные материалы и их обработки в сверхкритической среде диоксида углерода на процессы формирования костной ткани и ее последующей перестройки

Научная новизна

Впервые предложена технология получения композитов на основе полилактида и полилактогликолида, наполненных синтетическим гидроксиапатитом, а также определен оптимальный режим ск-СОг, что позволило получать контролируемую объемную пористость материала - от 2 до 150% Научной новизной отличаются данные, полученные методами гравиметрии, оптической и сканирующей электронной микроскопии, по механизму взаимодействия биорезорбируемых полимерных материалов и композитов на их основе с газообразным, жидким и ск-С02 Новыми являются данные о том, что введение минерального наполнителя (ГАП) существенно снижает интенсивность вспенивания полимерных образцов в процессе взаимодействия с ск-С02, способствуя сохранению их размеров и формы при формировании заданной пористой структуры Впервые установлено, что воздействие ск-СОг приводит к образованию на поверхности полимеров многочисленных округлых отверстий диаметром от 60 до 200 мкм, связанных с сообщающимися внутренними полостями разного размера Научной новизной отличаются данные о том, что обработка как «чистых» так и ГАП-наполненных полилактида и полилактогликолида в сверхкритической среде диоксида углерода ускоряет фрагментацию имплантатов в костной ране, способствует образованию костного вещества, которое подвергается перестройке с образованием зрелой костной ткани

Практическое значение

1 Показана принципиальная возможность создания имплантационных материалов на основе резорбируемых минералнаполненных полимеров - полилактида и полилактогликолида с порами, объем

которых можно регулировать путем изменения режимов сверхкритической среды диоксида углерода 2 Методом литьевого прессованья, возможно, получить внутрикостные имплантаты с зада шыми физико-механическими свойствами и объемом пор из полилактида и полилактогликолида, наполненных ГАП и подвергнутых действию сверхкритической среды диоксида углерода 3. Введение ГАП в состав полилактида и полилактогликолида с последующей обработкой в свепхкритической среде диоксида углерода усиливает остеогеннаей потенциал имплантата и оптимизирует заживление костной раны Объем и структура диссертации

Диссертация написана на 142 страницах машинописного текста, состоит из введения, 5 глав, выводов, практических рекомендаций, списка использованной литературы, в том числе 32 российских автора и 89 иностранных В диссертации представлено 10 таблиц и 58 рисунков.

Апробация работы

Основные положения и результаты исследований по теме диссертации доложены и обсуждены на совместном совещании сотрудников кафедры патофизиологии стоматологического факультета, кафедр госпитальной хирургической стоматологии и имплантологии, и кафедры госпитальной терапевтической стоматологии июня 2007 года

Личное участие автора

Автором лично изучены физико-химические и механические свойства минералнаполненных композитов на основе полилактида, подвергнутого для создания пористости сверхкритической экстракции диоксидом углерода, а также их остеоинтегративные свойства Цифровые данные автор обработал методами вариационной статистики Соискателем лично проведены эксперименты на крысах и изучены гистологические препараты с целью анализа репаративных процессов в челюсти под влиянием композитов

Предложения по использованию результатов исследования

Полученные данные используются в учебном процессе и в дальнейшей научной работе на кафедре патофизиологии стоматологического факультета МГМСУ.

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ

Исследование проведено в 3 этапа

На 1-м этапе была разработана технология получения однородно наполненных гидроксиапатитом полилактидных и полилактогяиколидных композитов методом литьевого прессования с последующей обработкой сверхкритическим диоксидом углерода. На втором этапе методом электронной сканирующей микроскопии изучен рельеф и внутренняя

структура полученных композитов На третьем этапе исследована активность костеобразования и осгеоинтеграции имплантатов, введенных в искусственно вызванный дефект эпифиза бедренной кости крысы

Технология получения однородно наполненных гидроксиапатнтом полилактидных и полилактоглнколидных композитов методом литьевого прессования с последующей обработкой сверхкритическим диоксидом углерода

В работе использовались гранулы исходных полимеров - Р,Ь-полилактид (Medisorb® 100 DL HIGH IV) и БХ-полилактоптиколид (Medisorb® 7525 DL HIGH IV) молекулярной массой Mw=100000~120000 производства компании Alkermes (Бостон, МА, США) В качестве минерального биоактивного наполнителя использовался синтетический гидроксиапатит марки ГАП-85д производства ЗАО НПО "Полистом" (Москва, Россия) с размерами частиц около 1мкм

Подготовка порошков ГШ и ПЛГ включала этап измельчения исходных гранул до порошкообразного состояния с характерным размером частиц порядка 100-200 мкм Вследствие высокой вязкости и пластичности этих полимеров данную технологическую операцию проводили в лабораторной мельнице ударного типа (типа кофемолки) при 1500 об/мин в при температуре жидкого азота (-196°С) Предварительно полимерные гранулы охлаждали в среде жидкого азота в течение 3-5 минут, после чего навеску (~10г) загружали в мельницу с одновременным введением 3-5мл жидкого азота Через каждые 2 минуты в мельницу дополнительно вводили ~ 3 мл жидкого азота Продолжительность измельчения составляла 3-5 минут

Полученный мелкодисперсный порошок полимера и порошок ГАП взвешивали в выбранном соотношении (массовая доля ГАП в большинстве случаев составляла 30 весовых %). Смешение компонентов проводилось в фарфоровой ступке в пастообразном состоянии в среде этанола при тщательном перемешивании в течение 5 минут Сушку композиции проводили в вакуумном шкафу в течение б-ти часов при комнатной температуре

Создание образцов заданной формы на основе биорезорбируемых материалов типа ПЛ и ПЛГ для использования их в качестве имплантатов и заместителей костных тканей представляет собой задачу не типичную для традиционных способов переработки полимеров В качестве основного метода изготовления требуемых образцов нами был выбран классический метод литьевого прессования. Для определения способности исходных смесей к переработке этим методом предварительно были проведены лластометрические испытания (определение температур размягчения и текучести) как чистого полилактида и полилактогликолида, так и их смесей с ГАП. Поскольку ПЛ и ПЛГ являются частично кристаллическими полимерами с полидисперсностью кристаллических структур, это отражается на их температуре плавления и тепловых эффектах, сопровождающих этот

процесс. В связи с этим, нами были исследованы свойства этих материалов методом дифференциально-сканирующей калориметрии (ДСК) В частности, было показано, что низкомолекулярная кристаллическая часть ГШ плавится при 56,5°С с тепловым эффектом 9,52 Дж/г, £. его высокомолекулярная часть - при 137,6 "С с тепловым эффектом 1,49 Дж/г. Это позволило внести необходимые корректировки в технологию изготовления образцов из наполненных композиций.

Монолитные образцы из полученной ПЛЯШГ+ГАП композиции получали методом литьевого прессования с помощью 10-ти тонного гидравлического пресса, позволявшем / точно фиксировать усилие прессования Для получения образцов заданной геометрии и размеров нами были разработаны и изготовлены ручные четырехгнездные пресс-формы безлитникового типа с наружным кольцевым обогревом и системой распрессовки

Методом гель-проникающей хроматографии было проведено исследование влияния интенсивного механического и термического воздействия, возникающего при переработке исходных смесей, на величину молекулярной массы полимера Результаты испытания показали

довольно высокую стабильность используемых ПЛ и ПЛГ (Табл 1)

В то же время обращает на себя внимание заметное снижение молекулярной массы ПЛ наполненного ГАП Это, по-видимому, связано с механическим разрывом молекулярных цепей полимера микрочастицами ГАП при интенсивном перемешивании порошков в процессах приготовлении исходной смеси и ее литьевого прессования в заданную пресс-форму.

Таблица 1

Образец

Исходный (гранулы) 105 700

После измельчения (порошок) 100 600

После прессования (Тщ,= 110°С) 100 600

После прессования (Тпр= 90°С) с 30% ГАП 78 200

На четырехгнездных пресс-формах была отработана технология литьевого прессования, и были изготовлены экспериментальные партии образцов - цилиндров диаметром 2,6 мм и высотой 3 мм, а также диаметром 4 мм и высотой 5 мм в количестве более 300 штук для последующей обработки СК-СОг и их последующего использования в качестве имплантатов для лабораторных животных С помощью экспериментальной установки, схема которой приведена на рис 1, была изучена зависимость снижения температуры стеклования чистых полимеров от давления С02

со.

Камерл ВЫСОКОГО давлен««

К1ЯПЗМ

сброса

Кассеты Сапфировое с обращали 0кп0

(пресс формы)

Рис 3 Экспериментальная установка для синтеза и обработки полимерных композитов в ск-ССЬ

Для дальнейших исследований воздействия СОг на образцы чистых ПЛ и ПЛГ, а также их композитов с ГАП, полученные методом литьевого прессования, были выбраны три экспериментальных режима 1) обработка в жидком СОг (докритическая область), 2) обработка в условиях, близким к критическим, 3) обработка в сверхкритических условиях В первом случае все эксперименты проводились при температуре 20°С После обработки образцов при давлении 20 атм в течение 5 (либо 15) минут с последующим медленным (10 минут) сбросом давления до атмосферного значения никаких морфологических изменений в образцах отмечено не было Относительное изменение их массы за счет проникновения СОг в объем материала составляло ~ 0,15 - 0,2%

При давлении 34 атм в течение 15 мин с последующим медленным (10 мин) либо быстрым (10 сек) сбросом давления наблюдалось неравномерное вспенивание образцов ПЛ и ГО1Г по поверхности, при этом центральная часть образцов оставалась такой же, как и до обработки Образцы с ГАП увеличивались в объеме достаточно равномерно Относительное изменение массы образцов за счет проникновения СОг в объем материала составляло ~ 2-3%

При давление 80 атм с выдержкой 1 час и быстрым сбросом давления (10 сек) или при давление 50 атм с выдержкой 25 минут и медленным сбросом давления (10 минут) наблюдалось очень сильное вспенивание всех образцов с полной утратой их первоначальной формы

Таким образом, обработка чистых образцов из ПЛ и ПЛГ, а также их композитов с ГАП даже в докритических режимах продемонстрировала невозможность сохранения исходной формы образца при достижении его полного вспенивания (образовании пористой структуры) Это определило нецелесообразность обработки свободно лежащих образцов в сверхкритических условиях (либо близким к ним)

Стало очевидным, что для получения образцов требуемой формы и заданной пористости, необходимо использовать жесткую матрицу с известным свободным объемом, в котором образец мог бы расширяться при набухании Для этого была изготовлена тефлоновая матрица с цилиндрическими каналами диаметром 2,7 мм и высотой 5 мм Увеличение объема образцов (за счет набухания и образования пористой структуры) после обработки в ск-СОг составляло порядка 1,7 раза Необходимо отметить, что при этом разброс в размере полученных пор был весьма значительным, особенно для чистых ГШ и ПЛГ. Наиболее равномерное распределение по размерам пор наблюдалось в образцах, полученных из ГАП содержащих композитов (ПЛ+30%ГАП и ПЛГ+30%ГАП)

Для оценки пористости образцов после обработки в ск-ССЬ нами использовалась следующая методика-

1. Измерялся объем исходного и обработанного образца

2. Производилось взвешивание образца до и после обработки в ск-С02

3 Рассчитывалась плотность исходного образца и средняя плотность обработанного образца

4 В качестве характеристики пористости использовалось отношение плотности обработанного образца к плотности исходного образца Усредненные данные проведенных вычислений приведены в Таблице В результате проведенных экспериментов нами была разработана

методика гомогенного перемешивания исходных компонентов полимеров с частицами гидроксиапатита с последующим синтезом однородно наполненных пористых биорезорбируемых композитов с помощью обработки сверхкритическим диоксидом углерода

Дальнейшее углубленное изучение физико-химических и остеоинтегративных свойств пористых полимерных образцов, полученных с помощью приведенной здесь технологии, позволит разработать имплантаты нового поколения для остеопластики

Исследование физико-механических свойств исходных образцов

Испытания образцов на изгиб и ударную вязкость проводились на маятниковом копре типа "Динстат" по ГОСТ 17036-71. Помимо предела прочности при изгибе атг, измеряли величину угла (¿т)> образуемого положением до и после приложения нагрузки

Температурную зависимость деформации материалов под нагрузкой (~5х10" МПа) при нагреве со скоростью 5 град/мин получали на установке "УИП-70-М" с плоским индикатором Определение твердости (по Бринеллю) проводили с использованием твердомера для пластмасс ТП-1. Измерение моодшя упругости и предела текучести образцов (цилиндров диаметром 4мм и высотой 5мм) проводилось на прецизионном приборе одноосного сжатия "Релаксометр" (разработка Института кристаллографии РАН, г Москва) при

скорости увеличения нагрузки 0,4 мм/мин Плотность образцов определяли путем гидростатического взвешивания в изопропиловом спирте.

Химическое взаимодействие в композициях исследовалось методом ИК-спектроскопии Для анализа изменений, проходящих в полимерных системах, использовались полосы поглощения их функциональных групп Спектры регистрировались на спектрофотометре UR-20 в интервале от 400 до 4000 см"1 Образцы порошкообразных композиций готовились методом таблетирования с КВг

Анализ состава поверхности исходной и модифицированной композиций проводился методом рентгено-фотоэлектронной спектроскопии (РФЭС) с помощью спектрометра X-SAM-800 фирмы "Кратос".

Методика сканирующей электронной микроскопии образцов

Методом сканирующей электронной микроскопии проведено изучение структуры 8-ми типов пластмасс, применяемых для производства стоматологических имплантатов-

1-я серия

1 Полилактид

2 Полилактид+ГАП

3 Полилактогликолид

4 Полилактогликолид+ГАП

2-я серия

5. Полилактид +ск-С02

6 Полилактид + ск-СОг+ГАП

7 Полилактогликолид + ск-С02

8 Полилактогликолид + ск-СОг +ГАП

Исследовали рельеф поверхности образцов пластмассы, а также рельеф сколов образцов Сколы проводили в жидком азоте при температуре -196° С Все образцы пластмассы приклеивали на столики токопроводящим клеем, напыляли медью в напылителе Balzers 040 (Лихтенштейн) в атмосфере аргона и изучали в микроскопе Philips SEM-515 (Голландия) при ускоряющем напряжении 15 kv

Метод патоморфологического исследования костной ткани

С соответствие с поставленными задачами было поставлено 2 серии опытов на крысах линии Вистар весом 160-180 г. В каждой серии было сформировано по 4 группы всего 8 групп наблюдений Всем животным под гексеналовым наркозом делали разрез скальпелем кожи задней конечности в области коленного сустава, для того чтобы крысы не могли повредить послеоперационную область При помощи распатора расслаивали ткани до дистального эпифиза бедренной кости и фиссурным бором №3 для прямого наконечника, с водяным охлаждением при скорости 400 оборотов в минуту, делали дефект шириной 2 мм и глубиной 3 мм

Заполняли дефект одним из исследуемых препаратов, замешанных на физиологическом растворе в виде густой пасты Рану зашивали шелком

Распределение животных по группам и срокам представлено в таблице 2

Количество крыс по группам и сроки эксперимента Таблица 2

Группы Сроки (сутки)

15 30 60 90

1-я Полилактид 3 3 3 3

2-я Полилактид+ГАП 3 3 3 3

3-я Полилактогликолид 3 3 3 3

4-я Полилактогликолид+ГАП 3 3 3 3

5-я Полилактид+ск-ССЬ 3 3 3 3

6-я Полилактид+ГАГВ- 3 3 3 3

ск-СОг

1-я Полилактогликолид+ 3 3 3 3

СК-С02

8-я Полилахтогликолид+ГАП+ ск-СОг 3 3 3 3

В послеоперационном периоде, в первые сутки крысы были заторможенные, вялые На вторые, третьи сутки двигательная и пищевая активность повышались, происходили безуспешные попытки отгрызть швы, после чего животные успокаивались Раны заживали первичным натяжением без осложнений Животных выводили из опыта декапитацией под гексеналовым наркозом в сроки 15, 30, 60 и 90 суток (по 3 случая в срок в каждой группе) Всего под наблюдением находилось 96 животных Выделяли дистальный эпифиз бедренной кости, фиксировали в 10% нейтральном формалине, декальцинировали в трилоне Б и, после общепринятой обработки, заливали в целлоидин Срезы толщиной 8-10 мкм окрашивали гематоксилин-эозином и по Ван-Гизону, изучали в световом микроскопе Препараты консультированы зав патоморфологическим отделом ЦНИИСа профессором А С Григорьяном, которому выражаем глубокую признательность за помощь в работе

СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

В результате проведенных лабораторных экспериментов была отработана технология получения методом литьевого прессования однородно наполненных ГАП биорезорбируемых полилактидных и полилактогликолидных композитов Методами гравиметрии, оптической и сканирующей электронной микроскопии проведено исследование взаимодействия биорезорбируемых полимерных материалов и композитов на их основе с газообразным, жидким и ск-СОг- Была показана принципиальная возможность получения биорезорбируемых полимерных материалов на основе ПЛ и ПГЛ с контролируемой объемной пористостью (от 2 до 150%)

Изучены физико-механические свойства образцов чистых и однородно наполненных ГАП полилактидов и полилактогликолидов полученных методом литьевого прессования до и после их обработки в ск-СОг Показано, что введение минерального наполнителя (ГАП) существенно снижает интенсивность вспенивания полимерных образцов в процессе взаимодействия с ск-СОг, способствуя сохранению их размеров и формы при формировании заданной пористой структуры В результате этих работ синтезированы опытные образцы различных минерал-полимерных биорезорбируемых композитов ПЛ и ПЛГ для проведения биотестов ш vitro и т vivo (имплантация в костную ткань лабораторных крыс) Эти образцы, приготовленные с использованием различных методов в форме цилиндров длиной 3 и диаметром 2,6 мм, были разделены на 8 групп в 2-х сериях, как изложено во 2-1 главе работы.

Необходимым этапом работы было изучение структуры исходных и модифицированных композитов методом сканирующей электронной микроскопии, которая показала следующее

Рельеф поверхности исходных (до обработки ск-С02) чистых полилактида и полигликолида ровный, с многочисленными продольными полосами и неглубокими царапинами, являющимися отпечатками внутренней поверхности формы На поверхности полимеров выявляются округлые пузырьковидные выступы, углубления, царапины и ориентированные в различных направлениях структуры, напоминающие длинные тонкие стержни Внутренняя структура образцов обоих полимеров, которая оценивалась на сколе при их разрушении в жидком азоте, характеризовалась крупными гладкими участками и многочисленными параллельно располагающимися ступенеобразными зонами (рис 2), что связано со свойством текучести исследуемых образцов, по время литьевого прессования

Рис.2. Полилактид. Гладкие участки (*) и ступенеобразные (**) зоны на поверхности скола образца. СЭМ. Ув.бО._

Рис.3. Полилактид + ск-СОг Отверстия, трещины (-) и царапины (--) на наружной

В результате введения ГАП в состав ПЛ и ПЛГ, на фоне ровного рельефа наружной поверхности образцов, видны многочисленные часто соединяющиеся между собой скопления минеральных частиц в виде зернистых участков диаметром до 400 мкм. На поверхности скола исследуемых полимеров с ГАП также видны мозаично расположенные и нередко связанные между собой скопления минеральных частиц диаметром до 400 мкм, участки чистого полимера и ступенеобразные зоны. Минералы образованы гранулами диаметром 0,2-0,3 мкм, которые объединяются в конгломераты размером до 3-5 мкм. На сколах видны также многочисленные соединяющиеся между собой трещины шириной около 8 мкм. Принципиальных различий в структуре обоих полимеров, содержащих ГАП, не обнаружено.

Воздействие ск-С02 приводит к образованию на поверхности чистых ПЛ и ПЛГ многочисленных округлых отверстий (пор) диаметром от 60 до 200 мкм (рис.3). На сколах образцов видно, что эти отверстия связаны с сообщающимися полостями, наиболее крупные из которых превышают 1000 мкм в диаметре.

Полости эти разделены тонкими или более мощными перегородками толщиной до 100 мкм, в которых часто встречаются отверстия диаметром до 100 мкм. При воздействии ск-СОг на полимеры, содержащие ГАП, к описанной картине на сколах полимера добавляется наличие трещин различной ширины и протяженности, а также пузырьковидные выступы или углубления, с которыми связаны зернистые ГАП - содержащие участки. Характерно формирование системы сообщающихся полостей, размером от 57 до 100 мкм и более, достигая 400 мкм. Участки с ГАП образованы гранулами диаметром 0,2 - 0,3 мкм, объединяющиеся в конгломераты размером до 3-5 мкм. Содержащие ГАП участки на стенках полостей, как правило, покрыты слоем полимера. Таким образом, ГАП, введенный в состав полимеров, неравномерно распределяется в их массе, образуя гранулы, объединяющиеся в крупные конгломераты. Многочисленные

трещины, обнаруживаемые на сколах полимеров, по-видимому, связаны с возникновением внутренних напряжений в процессе полимеризации композита в присутствии минерала

Как показали наши эксперименты по пропитке образцов спиртовым раствором бриллиантовой зелени, большинство пор, образующихся в результате воздействия ск-С02, соединяются между собой, что важно для проникновения тканевой жидкости и формирования сосудистой системы в процессе замещения композитов в результате их рассасывания, на костную ткань. Принципиального различия между данными, полученными в группах с ПЛ и ПЛГ не было, то есть введение в состав этих полимеров ГАП и воздействие ск-С02, примерно в одинаковой степени изменяло как поверхность, так и внутреннюю структуру материала Различия могут проявиться в эксперименте на животных, которым имплантировали в кости данные композиты, так как скорость биодеструкции ПЛГ выше, чем ПЛ Существенный вклад в скорость биодеструкции, а также в реакцию костной ткани на композиты вносит присутствие ГАП и воздействие ск-С02, приводящее к существенному увеличению свободной поверхности полимеров подвергаемой гидролизу в организме

Разработка технологии получения модифицированных введением ГАП и обработанных в сверхкритической среде композитов, изучение их физико-механических и структурных характеристик определило необходимость проведения дополнительных экспериментальных работ

Основной характеристикой исследуемых имплантационных материалов является их поведение в костном дефекте и реакция регенерирующей костной ткани на этот инородный материал, введенный в рану. Сравнивались два базисных материала ПЛ и его сополимер с полигликолидом - ПЛГ Одним из основных их различий является скорость резорбции первый более устойчив к биодеструкции по сравнению со вторым материалом ГАП повышает биосовместимость и остеоинтегративную способность полимеров, а сверхкритический диоксид углерода создает систему связанных пор, которая увеличивает доступность внутренней структуры полимера для клеток и тканевой жидкости в области костной репарации Для оценки поведения самих имплантатов и реакции тканей композиты были использованы как в «чистом» виде, так и после их модифиции введением ГАП и воздействием ск-С02

В соответствие с решаемыми задачами было поставлено 2 серии опытов на лабораторных крысах, каждая из которых состояла из 4 групп (всего В групп наблюдений, как описано во 2-й главе работы)

Критериями для оценки реакций костной ткани на введение композиционных материалов, были. 1 - характер и интенсивность воспалительной реакции вокруг имплантатов, 2 - выраженность процессов посттравматической реакции костной ткани в виде ее резорбции, 3 - скорость и выраженность новообразования и вторичной перестройки костного вещества вокруг имплантатов Следует указать, что во всех сериях опытов в

процессе гистологической обработки тканевых фрагментов эпифиза бедренной кости, имплантаты подвергались растворению Поэтому на раннем сроке эксперимента (15 суток) на месте имплантируемого материала имелся дефект ткани неправильной формы, отделяющийся от края костной ткани слоем молодой рыхлой соединительной ткани

Как показало изучение гистопрепаратов, через 15 суток от начала опытов на месте имплантата из чистого полилактида, были характерны явления отека и базофилии основного вещества, свидетельствующей о кислой реакции В зоне соединительной ткани, заместившей резорбировавшееся костное вещество, отмечалась воспалительно-инфильтративная реакция, выражавшаяся в отеке и ангиоматозе, скоплении лимфомакрофагальных элементов Изредка встречались единичные гигантские многоядерные остеокласты Непосредственно у края материнской кости кое-где обнаруживались отложения гомогенного оксифильного вещества - остеоида. В целом на этом сроке исследования создавалось впечатление о небольших по выраженности цитопатологических изменениях костных клеток, главным образом в тех из них, которые находились в непосредственной близости от имплантата Только в отдельных костных клетках отмечалось набухание и ослабление окраски ядер, либо, напротив, их сморщивание Через 30 суток отмечалось некоторое суясение соединительнотканной прослойки вокруг имплантата и созревание ее структурных компонентов За счет снижения интенсивности воспалительных инфильтратов падала клеточность этой зоны Менее выраженными становились отек и ангиоматоз, при явном преобладании молодых фибробластов намечалась коллагенизация межуточного вещества Характерным для этого срока было образование новых костных структур в краевой зоне вокруг имплантата Местами в соединительной ткани, примыкающей к имплантату, видны отдельные вновь сформированные костные трабекулы Через 60 суток продолжалось сужение соединительнотканной прослойки, отделяющей имплантат от костной ткани, в соединительнотканной и костной формациях усиливались процессы организации и созревания Но в составе фибриллярной основы сохраняются участки разрыхления ткани, как правило, в сочетании с очагами лимфомакрофагальной инфильтрации Отмечалось заметное снижение, по сравнению с предыдущими сроками, клеточности ткани и редукция части сосудистых систем В костной ткани наблюдались картины вторичной перестройки и дифференциации структур, утолщение костных трабекул с уменьшением площади межтрабекулярных пространств, уплотнение кости и ее компактизация Однако непосредственно в крае кости у имплантата преобладали менее дифференцированные костные структуры, с фиброзным матриксом, относительной незрелостью клеточных элементов, иррегулярностью их расположения Через 90 суток опыта наблюдалось дальнейшее созревание соединительной ткани, прилежащей к имплантату, продолжение коллагенизации ее основы, но ее нельзя считать завершенной, из-за тонких пучков коллагеновых волокон и базофилией пропитывающей их

субстанции. В целом интенсивность костеобразовательных процессов в данной серии опытов была невысокой, что, на наш взгляд, свидетельствует об относительно низком остеостимулирующем потенциале испытанного имплантаиионного материала.

В группе наблюдений, в которой использованы имплантаты из полилактида с ГАП на 15-е сутки опыта в эпифизе бедра были такие же изменения, как и в предыдущей группе эксперимента. На месте имплантата обнаруживался обширный дефект ткани, кнаружи от которого располагалась широкая зона частью рыхлой частью клеточно-волокнистой соединительной ткани, отделяющий имплантат от края костной ткани. Отмечен выраженный отек и высокая клеточность за счет фибробластов и макрофагов. Важной характеристикой данной группы опытов явилось проникновение в просвет дефекта на месте резорбирующегося имплантата коротких соединительнотканных выростов. Через 30 суток опыта отмечалась фрагментация имплантата, поэтому в гистопрепаратах на месте его остатков обнаруживались множественные полости неправильной формы. В отдельных участках к щелевидным пустотам на месте фрагментов имплантата прилежало новообразованное костное вещество типа остеоида, заполняющее узкое пространство между имплантатом и материнской костью. Костная ткань периимплантационной зоны губчатого строения и представлена зрелыми трабекулярными структурами. Через 60 суток по мере резорбции и фрагментации материала имплантата заметно уменьшились полости, в которых находились фрагменты имплантатов (рис. 4, 5)

Г- • -'- „ - - - ". ■ у; .' ; » € ....... ■■ : /'

Рис.4. Микрофото 2-я групла.30 суток. Местами к фрагментам имплантата прилежит хрящевая ткань. X 100. Рис.5. Микрофото 2-я группа, 60 суток. Тонкая фиброзная пластина между имплантатом и материнской костью.

В некоторых участках отмечалась остеоинтеграция имплантационного материала, что выражалось в формировании костного вещества на краю тканевого субстрата периимплантационной зоны. Дальнейшая тенденция к оссификации периимплантационной зоны наблюдалась через 90 суток опыта. В данной группе опытов отмечались два новых факта, в отличие от предыдущей группы: 1- более интенсивная со временем фрагментация имплантатов с врастанием в свободные пространства, в том числе и на месте резорбировавшегося материала, соединительной ткани; 2 - образование

непосредственно у имплантатов и его фрагментов костного либо хрящевого вещества

В 3-й группе опытов, где была произведена подсадка имплантатов из ПЛГ в эпифиз бедра произошла реактивная перестройка окружающего костного вещества с его некоторой компактизацией и формированием клеточно-волокнистой и фиброзной капсулы Существенного различия с данными, полученными в 1-й группе опытов, где был использован чистыйПЛ, не отмечено

В 4-я группе опытов, где использовался ПЛГ содержащий ГАП, так же как и во 2-й группе, отмечалось снижение прочности имплантата и нарушение его целостности с проникновением в имплантат тканевых элементов К 90-м суткам в этой группе по-прежнему наблюдалась общая тенденция к организации и созреванию как прилежащей к имплантату соединительной ткани, принимающей вид фиброзной капсулы, так и костных структур. Появлялись участки, где новообразованное костное вещество непосредственно прилежало к имплантату В целом в 4-ой группе экспериментов в большей степени, чем в 3-й, проявлялась тенденция к образованию в периимплантационной зоне отдельных участков контакта композита с окружающими тканями по типу остеоинтеграции Этот процесс протекал на фоне признаков фрагментации имплантатов и их выраженной пористости

Во второй серии опытов все вышеназванные имплантационные материалы были подвергнуты обработке с помощью ск-С02

В 5-й группе опытов, где использовался ПЛ + ск-С02 уже через 15 суток опытов наблюдалось проникновение в просвет имплантационных полостей тяжей соединительной ткани. Так проявляло себя врастание тканевых элементов в поры, образовавшиеся в имплантационном материале под воздействием ск-С02 В клеточно-волокнистой соединительной ткани, располагающейся между имплантатом и костной тканью, отмечались явления ангиоматоза В состав соединительной ткани периимплантационной зоны входили преимущественно фибробласты с примесями макрофагов, встречались гигантские многоядерные клетки чужеродных тел Через 30 и особенно 60 суток обнаруживалось прогрессирующее сужение соединительнотканной прослойки между имплантатом и костью, уплотнение ее структур и соединительнотканных тяжей, врастающих в просвет пор имплантатов (рис 6,7)

» А ШЩ'Д -к .«V ^ ж ш? дай ■шъ • г тшкжда^

Рис.6. Микрофото. 5-я группа, 30 суток. Оссификация соединительно-тканных тяжей, вросших в поры. X 100. Рис.7. Микрофото. 5-я группа, 60 суток. Костная ткань отделена от имплантата узкой полоской соединительной ткани. Примыкающая снаружи костная ткань компактизирована.. X 200.

Наряду с этим, начинала проявлять себя остеогенная дифференцировка располагающихся здесь клеточных элементов. Костная ткань вблизи имплантата уплотнялась и проявляла тенденцию к компактизации, особенно в краевой зоне. В костных краях встречались лакуны резорбции с гигантскими многоядерными остеокластами. Сочетание этих картин указывало на высокую активность процессов вторичной перестройки, которые характеризовали основные тенденции в состоянии костных структур периимплантационной зоны. К 60-м суткам опытов наметилась особенно четкая тенденция к остеоинтеграции имплантатов в окружающие тканевые структуры. К 90 суткам отмечался «развал» имплантатов на отдельные фрагменты с прорастаниием соединительной ткани между ними. Вокруг фрагментов имплантатов наблюдалось усиленное новообразование костных структур. Этот процесс усиленной организации тканевых структур вокруг имплантата начинался довольно рано, он связан с высокой пористостью имплантатов.

Введение ГАП в состав ПЛ с последующей обработкой ск-С02 (6-я группа опытов) ускорило разрушение имплантата, но также способствовало уже через 15 суток образование в периимплантационнолй зоне образования хондроидных структур, на основе которых нередко происходило вторичное образование костного вещества. В дальнейшем, через 30 суток новообразованная костная ткань располагалась от имплантата довольно близко и отделена от него тонкой полоской клеточно-волокнистой соединительной ткани. Материнская костная ткань в периимплантационной зоне подвергалась вторичной перестройке при участии многоядерных остеокластов. Указанные процессы прогрессировали на 60-е сутки после начала опыта, а через 90 суток наблюдалось образование костного вещества непосредственно прилежащего к имплантату.

В 7-ой группе опытов, в которой использовался ПЛГ, обработанный с помощью ск-С02 как и при использовании ПЛ с аналогичным воздействием, усилилась фрагментация испытуемых имплантатов начиная с 15 суток, что сопровождалось разделением имплантационной полости на части и врастанием между ними мощного тяжа соединительной ткани. Заметных явлений усиления костеобразования не отмечалось и на 30-е сутки. Дифференциация тканевых структур периимплантационной зоны отмечалась к 60-му дню опыта, когда слой соединительной ткани, примыкающий к имплантату, суживался, и лишь тонкая полоска этой ткани отделяла имплантат от костной ткани, которая проявляла тенденцию к компактизации

(Рис.8,9

«»* Я

Рис.8. Микрофото. 7-я группа,, 30 суток. Фрагментация имплантата. К имплантационной полости прилежат поля рыхлой и клеточно-волокнистой соединительной. X 90. Рис.9. Микрофото. 7-я группа,, 60 суток. Тонкая полоска клеточно-волокнистой соединительной ткани отделяет имплантат от костной ткани, проявляющей тенденцию компактизации. X 100.

На 90-е сутки не в полной мере реализовывалась интеграция имплантатов в окружающие ткани, хотя и намечалась тенденция сужения соединительно-тканной прослойки вокруг оставшихся фрагментов.

Применение имплантатов из ПЛГ с ГАП и последующей обработкой в ск-С02 (8-я группа опытов) не привело к заметным изменениям реакции костной ткани на данный материал в сроки до 30-х суток после введения материала: как и в 7-й группе животных на 15 - 30-е сутки опытов наблюдалось образование вокруг имплантатов широкой зоны соединительной ткани. Однако на 60 - 90-е сутки опыта в периимплантационной зоне, в отличие от 7-й группы, происходила активация процессов ремоделирования костного вещества с интенсификацией его новообразования. Отношения имплантат - ткани периимплантационной зоны принимали характер остеоинтеграции.

Таким образом, общей характеристикой всех исследованных типов полимерных материалов является их биодеструкция и фрагментация, прогрессирующая в динамике нахождения в костной ране. Со стороны костного ложа в образующиеся пространства врастают тяжи соединительной ткани, которая с течением времени уплотняется и постепенно замещается

остеоидной тканью, минерализующейся к 60-му - 90-му дню опыта В зоне соединительной ткани, заместившей резорбировавшееся костное вещество, нередко возникала ограниченная воспалительно-инфильтративная реакция, выражавшаяся в отеке и ангиоматозе, скоплении лимфомакрофагальных элементов Эта реакция продолжается сравнительно недолго и является результатом введения в ткань инородного материала Процессы формирования костной ткани усиливаются в результате введения в композиционный материал кристаллического ГАП, причем намечаются и процессы перестройки вновь образованной костной ткани со стороны материнского ложа - краев костного дефекта Введение ГАП в состав как ПЛ так и ПЛГ ускоряет деструкцию композиционного материала

Обработка как чистых, так и ГАП-наполненных полимеров в еще большей степени ускоряет фрагментацию имплантатов в костной ране, но вместе с тем способствует образованию костного или хондроидного вещества, которое подвергается перестройке с образованием в течение времени зрелой костной ткани Принципиальных различий в поведении ПЛ и ПЛГ в костной ране не отмечено ни в результате введения ГАП ни после обработки ск-СОг Однако создается впечатление о большей эффективности ПЛ содержащего ГАП по сравнению с ПЛГ также наполненным минеральным компонентом.

Выполненное исследование показало принципиальную возможность создания имплантационных материалов на основе резорбируемых минералнаполненных полимеров с порами, объем которых можно регулировать путем изменения режимов их последующей обработки сверхкритическим диоксидом углерода

ВЫВОДЫ

1 Отработана технология получения новых минерал-полимерных композитов на основе полилактида и полилактогликолида, наполненных синтетическим гидроксиапатитом, а также определен оптимальный режим их обработки ск-С02, обеспечивающий получение контролируемой объемной пористости материала в диапазоне от 2 до 150%

2 В результате лабораторных экспериментов отработана технология получения однородно наполненных ГАП биорезорбируемых полилактидных и полилактогликолидных композитов методом литьевого прессования Методами гравиметрии, оптической и сканирующей электронной микроскопии проведено исследование взаимодействия биорезорбируемых полимерных материалов и композитов на их основе с газообразным, жидким и ск-С02

3 Изучены физико-механические свойства образцов чистых и однородно наполненных ГАП-полилактидов и полилактогликолидов, полученных методом литьевого прессования до и после их обработки в ск-С02 Введение минерального наполнителя (ГАП) существенно снижает интенсивность вспенивания полимерных образцов в процессе взаимодействия с ск-С02, способствуя сохранению их размеров и формы при формировании заданной пористой структуры

4. В результате введения ГАП в состав полилактида и полилактогликолида во внутренней структуре композитов образуются многочисленные часто соединяющиеся скопления минеральных частиц в виде зернистых участков диаметром до 400 мкм и часто соединяющие их трещины шириной около 8 мкм Минералы образованы гранулами диаметром 0,2-0,3 мкм, объединенные в конгломераты размером до 3-5 мкм

5 Воздействие ск-С02 приводит к образованию на поверхности полимеров ПЛ и ПЛГ многочисленных пор диаметром от 60 до 200 мкм, связанных с сообщающимися внутренними полостями разного размера Полости разделены перегородками, содержащие отверстия диаметром до 100 мкм При воздействии ск-С02 на полимеры, содержащие ГАП, к описанной картине добавляется наличие трещин различной ширины и протяженности Характерно формирование системы сообщающихся полостей, размером от 5-7 до 100 мкм и более, достигая 400 мкм Участки с ГАП образованы гранулами диаметром 0,2 - 0,3 мкм, объединяющиеся в конгломераты размером до 3-5 мкм и, как правило, покрытые слоем полимера

6 Общей характеристикой исследованных полимерных материалов после их введения в костную рану является их прогрессирующая биодеструкция и фрагментация Со стороны костного ложа в образующиеся пространства врастает соединительная ткань, которая со временем уплотняется и постепенно замещается остеоидной тканью,

минерализующейся к 60-му - 90-му дню опыта Введение в композиционный материал кристаллического ГАП усиливает процессы формирования костной ткани и ее последующей перестройки

7 Обработка как чистых, так и ГАП-наполненных полимеров

(полилактида и полилактогликолида) в сверхкритическом диоксиде углерода в еще большей степени ускоряет фрагментацию имплантатов в костной ране, но одновременно способствует более быстрому образованию костного вещества, которое подвергается перестройке с образованием зрелой костной ткани Процессы остеоинтеграции выражены в несколько большей степени при введении в костную рану ГАП-наполненного полилактида по сравнению с композитом на основе полтилактогликолида

ПРАКТИЧЕСКИЕ РЕКОМЕНДАЦИИ

1 В состав биорезорбируемых полилактидных и полилактогликолидных композитов рекомендуется введение ГАП в количестве 30% (по весу), что приводит к равномерному повышению показателя твердости, образованию более жесткой структуры, определяющей снижение пластичности материала

2 Метод литьевого прессования однородно наполненных ГАП биорезорбируемых полилактидных и полилактогликолидных композитов может быть рекомендован для изготовления имплантатов для замещения дефектов костной ткани

3 Изменяя режимы воздействия ск-СОг на полилактидные и полилактогликолидные композиты, возможно получать имплантационные материалы ПГЛ с контролируемой объемной пористостью (от 2 до 150%)

Список работ, опубликованных по теме диссертации

1. Ушаков Р.В., Лобанова О.А., Семикозов О.В., Осадчий В.Н. Применение препаратов на основе гидроксиапатита кальция в хирургической стоматологии: Бюл. Вост-Сиб. науч. центра Сиб. отд-ния Рос. акад. мед. наук. - Иркутск, 1996.- №1-2,- С. 83-85

2 Попов В К, Семикозов О В, Мокренко Е В Способ обработки имплантатов из полилактида для увеличения остеоинтегративной способности материала. Здоровье семьи-ХХ1 век Материалы IX междунар науч конф - Далянь, Китай-Пермь, 2005 С 251-252

3 Семикозов О В., Мокренко Е В Гистоморфологическая характеристика реакции костной ткани на введение имплантатов из полилактида,

наполненного синтетическим гидроксиапатитом. Естествознание и гуманизм Сб. науч работ - Томск, 2005 Том 2, №3 С. 87-88.

4 Семикозов О В, Мокренко Е. В Остеоинтеграция имплантатов из полилактида и морфологическая картина реакции костной ткани PROGRAM & ABSTRACTS: Мат-лы XII Российско-Японского мед симпоз.- Красноярск, Россия, 2005 С 613-614

5 Семикозов О. В Влияние сверхкритической среды оксида углерода на строение поверхности имплантатов из полилактида Актуальные вопросы стоматологии- мат-лы межрегион научно-практ конф., посвящ 100-летию созд. Саратовского одонтолог. Общества - Саратов, 2005 С 142

6 Попов В К , Мокренко Е В , Семикозов О В , Воложин А И. Реакция костной ткани на введение имплантатов из полилактида, наполненного синтетическим гидроксиапатитом- Стоматолог - Москва, 2005., №12 С 37-42

7. Семикозов О. В., Мокренко Е.В., Попов В.К., Краснов А.Н., Докторов A.A., Холодов C.B., Воложин А.И. Лабораторное исследование минералонаполненного композита Полилактида, подвергнутого воздействию сверхкритического диоксида кислорода для применения в челюстно-лицевой хирургии.// Стоматология для всех, 2006, №4, С 28-31.

8 Семикозов О В , Мокренко Е В , Попов В К, Краснов А H Получение наполненным синтетическим гидроксиапатитом пористых полилактидных и полилактогликолидных композитов методом литьевого прессования Материалы 8-го ежегодного научного форума «Стоматология 2006», Москва, 2006, С 297-299

Семикозов Олег Витальевич (Россия) Экспериментальное обоснование применения для костной пластики пористого минералонаполненного композита полилактида, подвергнутого воздействию сверхкритической среды С02

Впервые предложена технология получения композитов на основе полилактида и полилактогликолида, наполненных синтетическим гидроксиапатитом, а также определен оптимальный режим ск-С02, что позволило получать контролируемую объемную пористость материала - от 2 до 150%. Показано, что введение минерального наполнителя (ГАП) существенно снижает интенсивность вспенивания полимерных образцов в процессе взаимодействия с ск-С02 Воздействие ск-С02 приводит к образованию на поверхности полимеров многочисленных округлых отверстий диаметром от 60 до 200 мкм, связанных с сообщающимися внутренними полостями разного размера Установлено, что обработка как «чистых» так и ГАП-наполненных полилактида и полилактогликолида в сверхкритической среде диоксида углерода ускоряет фрагментацию имплантатов в костной ране, способствует образованию костного вещества, которое подвергается перестройке с образованием зрелой костной ткани

Oleg Semikozov (Russia)

Experimental study of the usage m osseous plastic of porous mineral - filled composite of polylactid, subjected with the influence of carbon dioxide supercritical medium.

It is for the first time when the technology of receiving of composits on the base of polylactid and polylactoglicolid, filled with synthetic hydroxiapatit was put forward, and besides optimum conditions for carbon dioxide supercritical medium was determined, it permitted to get controlled volumenc porosity of the material from 2 up to 150% It was shown that the using of mineral component hydroxiapatit greatly lowers the intensity of foaming of polymeric patterns in the process of mteraction with carbon dioxide supercritical medium The carbon dioxide influence brings to formation on the surface numerous round openings with the diameter of 60 or 200mkm connected with inner cavities of different diameters. It was found out that the treatment both "pure" and HAP- filled polylactid and polylactoglicolid in the supercritical medium of carbon dioxide speeds up the implant fragmentation m an osseous wound, favours to the development of osseous substance which is being subjected to the change which has as result the formation of completely new mature osseous substance.

Заказ № 318. Объем 1 пл. Тираж 100 экз.

Отпечатано в ООО «Петроруш». г. Москва, ул. Палиха-2а, тел 250-92-06 www.postator.ru

Актуальность проблемы

Синтетические биорезорбируемые композиты с каждым годом все шире используются для создания эндопротезов и скрепляющих устройств в остеопластике для решения многих проблем в травматологии, ортопедии и челюстно-лицевой хирургии. Однако проблемы создания резорбируемых искусственных заменителей кости до настоящего времени окончательно не решены, несмотря на обилие публикаций по этому вопросу (М. Vert, 1989 и др). Одной из проблем медицины остается создание пористых биорезорбируемых композиционных материалов, которые бы обладали более высокой остеоинтегративной активностью, благодаря врастанию в свободные пространства вновь образованной костной ткани с сохранением высокой механической прочности.

Доказано, что введение в состав композитных материалов синтетического гидроксиапатита улучшает биологические и механические свойства имплантатов (Shikinami, М. Okuno, 2001; В.А. Бондаренко, А.П. Краснов и др. 2002; А.Р. Krasnov и др., 2003; Ю.И. Чергештов, 2002; А.И. Воложин, 1997-2003), что создает новые возможности получения биорезорбируемых композитов. Имеются данные об усилении остеоинтегративных свойств высокомолекулярного полилактида, наполненного синтетическим гидроксиапатитом. Однако дальнейшее улучшение биологических свойств полилактида может быть осуществлено путем создания пористости этого композита. Согласно данным литературы пористость является важной характеристикой остеопластического материала, причем оптимальным размером пор является 100-200 мкм, что создает оптимальные условия для контакта с костной тканью и врастанию вновь образованных трабекул в свободные пространства композита. Одним из эффективных методов создания пор в композиционных материалах является использование метода сверхкритической среды СО2 (В.К. Попов и др., 1998; 0.3. Топольницкий и др., 2000). Эти и другие работы касались применения этого метода к нерезорбируемым полимерам, таким как полиметилметакрилат. Нет данных относительно режимов применения метода СКС С02 для полилактида, принимая во внимание его термолабильность, подверженность гидролизу и другие физико-механические свойства. Неясно, как будет формироваться пористость композита полилактид — гидроксиапатит в зависимости от режимов применения СКС ССЬ включающих температуру, давление в камере, продолжительности воздействия газовой среды. От этих параметров, по-видимому, зависит не только пористость, но и скорость резорбции при введении в костную ткань и интеграция с вновь образованными костными структурами. Для решения этой актуальной медицинской проблемы необходимо проведение комплексного исследования, включающего лабораторные физико-химические, механические и экспериментальные исследования на биологических объектах, прежде чем рекомендовать новый остеоопластический материал для клинической практики.

На основании вышесказанного были сформулированы цель и задачи исследования.

Цель работы: изучить физико-химические, механические и остеоинтегративные свойства полимера полилактида, наполненного гидроксиапатитом и подвергнутого воздействию сверхкритической среды СОг для создания пористости и предназначенного для остеопластики.

Задачи исследования

1. Отработать технологию получения композитов на основе полилактида и полилактогликолида, наполненных синтетическим гидроксиапатитом, определить оптимальный режим ск-С02 воздействия для получения контролируемой объемной пористости материала.

2. Применить метод литьевого прессования для получения наполненных ГАП биорезорбируемых полилактидных и полилактогликолидных композитов. Использовать методы гравиметрии, оптической и сканирующей электронной микроскопии для исследования свойств этих композитов после воздействия ск-С02.

3. Изучить физико-механические свойства образцов чистых и наполненных ГАП-наполненных полилактидов и полилактогликолидов полученных методом литьевого прессования до и после их обработки в ск-С02. влияние введения ГАП в состав полилактида и полилактогликолида на поверхность и внутреннюю структуру композитов полилактида и полилактогликолида.

5. Определить результат воздействия с к-С О? на поверхность и внутреннюю структуру полимеров полилактида и полилактогликолида, наполненных ГАП.

6. Использовать следующие критерии для оценки реакций костной ткани на введение композиционных материалов в эксперименте: характер и интенсивность воспалительной реакции вокруг имплантатов; выраженность процессов посттравматической реакции костной ткани в виде ее резорбции; скорость и выраженность новообразования и вторичной перестройки костного вещества вокруг имплантатов.

7. Определить особенности влияния «чистых» и ГАП-наполненных полимерных материалов на. динамику репаративной регенерации костной раны, образование и перестройку вновь образованной костной ткани.

8. Оценить влияние обработки в сверхкритической среде диоксида углерода полилактида и полилактогликолида на их поведение имплантатов в костной ране и процессы репаративной регенерации костной ткани.

Положения, выносимые на защиту

1. Технология получения композитов на основе полилактида и полилактогликолида, наполненных синтетическим гидроксиапатитом, определение оптимального режима ск-С02: временные и температурные параметры этого воздействия для получения контролируемой объемной пористости материала - от 2 до 150%.

2. Отработка технологии получения однородно наполненных ГАП биорезорбируемых полилактидных и полилактогликолидных композитов методом литьевого прессования, исследование взаимодействия биорезорбируемых полимерных материалов и композитов на их основе с газообразным, жидким и ск-ССЬ.

3. Изучение поверхности и внутренней структуры образцов композитов на основе полилактида и полилактогликолида, модифицированные введением ГАП и подвергнутые воздействию ск-С02.

4. Исследование процессов биодеструкции и фрагментации композитных материалов в динамике после их введения в костную рану в эксперименте.

5. Влияние введения ГАП в композитные материалы и их обработки в сверхкритической среде диоксида углерода на процессы формирования костной ткани и ее последующей перестройки.

Научная новизна

Впервые предложена технология получения композитов на основе полилактида и полилактогликолида, наполненных синтетическим гидроксиапатитом, а также определен оптимальный режим ск-С02, что позволило получать контролируемую объемную пористость материала - от 2 до 150%. Научной новизной отличаются данные, полученные методами гравиметрии, оптической и сканирующей электронной микроскопии, по механизму взаимодействия биорезорбируемых полимерных материалов и композитов на их основе с газообразным, жидким и ск-С02. Новыми являются данные о том, что введение минерального наполнителя (ГАП) существенно снижает интенсивность вспенивания полимерных образцов в процессе взаимодействия с ск-С02, способствуя сохранению их размеров и формы при формировании заданной пористой структуры. Впервые установлено, что воздействие ск-С02 приводит к образованию на поверхности полимеров многочисленных округлых отверстий диаметром от 60 до 200 мкм, связанных с сообщающимися внутренними полостями разного размера. Научной новизной отличаются данные о том, что обработка как «чистых» так и ГАП-наполненных полилактида и полилактогликолида в сверхкритической среде диоксида углерода ускоряет фрагментацию имплантатов в костной ране, способствует образованию костного вещества, которое подвергается перестройке с образованием зрелой костной ткани.

Практическое значение

1. Показана принципиальная возможность создания имплантационных материалов на основе резорбируемых минералнаполненных полимеров — полилактида и полилактогликолида с порами, объем которых можно регулировать путем изменения режимов сверхкритической среды диоксида углерода.

2. Методом литьевого прессования, возможно, получить внутрикостные имплантаты с заданными физико-механическими свойствами и объемом пор из полилактида и полилактогликолида, наполненных ГАП и подвергнутых действию сверхкритической среды диоксида углерода.

3. Введение ГАП в состав полилактида и полилактогликолида с последующей обработкой в сверхкритической среде диоксида углерода усиливает остеогенный потенциал имплантата и оптимизирует заживление костной раны.

Объем и структура диссертации

Диссертация написана на 142 страницах машинописного текста, состоит из введения, 5 глав, выводов, практических рекомендаций, списка использованной литературы, в том числе 32 российских автора и 89 иностранных. В диссертации представлено 10 таблиц и 58 рисунков.

ВЫВОДЫ

1. Отработана технология получения новых минерал-полимерных композитов на основе полилактида и полилактогликолида, наполненных синтетическим гидроксиапатитом, а также определен оптимальный режим их обработки ск-С02, обеспечивающий получение контролируемой объемной пористости материала в диапазоне от 2 до 150%.

2. В результате лабораторных экспериментов отработана технология получения однородно наполненных ГАП биорезорбируемых полилактидных и полилактогликолидных композитов методом литьевого прессования. Методами гравиметрии, оптической и сканирующей электронной микроскопии проведено исследование взаимодействия биорезорбируемых полимерных материалов и композитов на их основе с газообразным, жидким и ск-С02.

3. Изучены физико-механические свойства образцов чистых и однородно наполненных ГАП-полилактидов и полилактогликолидов, полученных методом литьевого прессования до и после их обработки в ск-С02. Введение минерального наполнителя (ГАП) существенно снижает интенсивность вспенивания полимерных образцов в процессе взаимодействия с ск-С02, способствуя сохранению их размеров и формы при формировании заданной пористой структуры.

4. В результате введения ГАП в состав полилактида и полилактогликолида во внутренней структуре композитов образуются многочисленные часто соединяющиеся скопления минеральных частиц в виде зернистых участков диаметром до 400 мкм и часто соединяющие их трещины шириной около 8 мкм. Минералы образованы гранулами диаметром 0,2-0,3 мкм, объединенные в конгломераты размером до 3-5 мкм.

5. Воздействие ск-С02 приводит к образованию на поверхности полимеров ПЛ и ПЛГ многочисленных пор диаметром от 60 до 200 мкм, связанных с сообщающимися внутренними полостями разного размера.Полости разделены перегородками, содержащие отверстия диаметром до 100 мкм. При воздействии ск-С02 на полимеры, содержащие ГАП, к описанной картине добавляется наличие трещин различной ширины и протяженности. Характерно формирование системы сообщающихся полостей, размером от 5-7 до 100 мкм и более, достигая 400 мкм. Участки с ГАП образованы гранулами диаметром 0,2 — 0,3 мкм, объединяющиеся в конгломераты размером до 3-5 мкм и, как правило, покрытые слоем полимера.

6. Общей характеристикой исследованных полимерных материалов после их введения в костную рану является их прогрессирующая биодеструкция и фрагментация. Со стороны костного ложа в образующиеся пространства врастает соединительная ткань, которая со временем уплотняется и постепенно замещается остеоидной тканью, минерализующейся к 60-му - 90-му дню опыта. Введение в композиционный материал кристаллического ГАП усиливает процессы формирования костной ткани и ее последующей перестройки.

7. Обработка как чистых, так и ГАП-наполненных полимеров (полилактида и полилактогликолида) в сверхкритическом диоксиде углерода в еще большей степени ускоряет фрагментацию имплантатов в костной ране, но одновременно способствует более быстрому образованию костного вещества, которое подвергается перестройке с образованием зрелой костной ткани. Процессы остеоинтеграции выражены в несколько большей степени при введении в костную рану ГАП-наполненного полилактида по сравнению с композитом на основе полтилактогликолида.

ПРАКТИЧЕСКИЕ РЕКОМЕНДАЦИИ

1. В состав биорезорбируемых полилактидных и полилактогликолидных композитов рекомендуется введение ГАП в количестве 30% (по весу), что приводит к равномерному повышению показателя твёрдости, образованию более жесткой структуры, определяющей снижение пластичности материала.

2. Метод литьевого прессования однородно наполненных ГАП биорезорбируемых полилактидных и полилактогликолидных композитов может быть рекомендован для изготовления имплантатов для замещения дефектов костной ткани.

3. Изменяя режимы воздействия ск-С02 на полилактидные и полилактогликолидные композиты, возможно получать имплантационные материалы ПГЛ с контролируемой объемной пористостью (от 2 до 150%).