Автореферат и диссертация по медицине (14.01.07) на тему:Современные биоинтегрируемые имплантационные материалы, применяемые в хирургии орбиты экспериментально-клиническое исследование

4839962

/74 У

Бакаева Татьяна Владимировна

СОВРЕМЕННЫЕ БИОИНТЕГРИРУЕМЫЕ ИМПЛАНТАЦИОННЫЕ МАТЕРИАЛЫ, ПРИМЕНЯЕМЫЕ В ХИРУРГИИ ОРБИТЫ. ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНО-КЛИНИЧЕСКОЕ ИССЛЕДОВАНИЕ

14.01.07 - глазные болезни

АВТОРЕФЕРАТ

диссертации на соискание ученой степени кандидата медицинских наук

1 с [.;ар 20П

Москва 2011 г.

4839962

Работа выполнена на кафедре глазных болезней Первого МГМУ им. И.М. Сеченова и в Учреждении Российской академии медицинских наук Научно-исследовательском институте глазных болезней РАМН

Научные руководители:

Доктор медицинских наук, профессор Кандидат медицинских наук

Официальные оппоненты:

Доктор медицинских наук, профессор Доктор медицинских наук, профессор

Груша Ярослав Олегович Фёдоров Анатолий Александрович

Катаев Михаил Германович Шелудченко Вячеслав Михайлович

Ведущая организация: Российский университет дружбы народов

Защита состоится 28 марта 2011 г. в 13.00 на заседании диссертационного совета Д 001. 040. 01 при Учреждении Российской академии медицинских наук Научно-исследовательском институте глазных болезней РАМН по адресу: 119021, Москва, ул. Россолимо, д. 11 А, Б.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке НИИ глазных болезней РАМН

Автореферат диссертации разослан 25 февраля 2011 г.

Ученый секретарь диссертационного совета, доктор медицинских наук

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность исследований

Орбитальные имплантаты применяются, как правило, при проведении корригирующих операций при деформациях орбиты, пластике культи после эвисцерации и энуклеации, для коррекции анофтальмического синдрома. В настоящее время существует множество биологических и искусственных материалов, причем преимуществом обладают биоин гегрируемые имплантаты, которые позволяют тканям реципиента врастать в них, осуществляя надежную фиксацию в месте имплантации. К биологическим материалам относятся ауто-, алло- и ксенотрансплантаты. При аутотрансплантации обычно используется подкожная жировая клетчатка (R.M. Bell, 1989; С. Hmtschich, 2003), реберный хрящ (W.Sr. Danz, 1990), кость (A.C.B Molteno, 1991; В.А. Бельченко, 1996; A.C. Караян, 2008). Аллогенные материалы представляют собой особым образом обработанные и консервированные трупные ткани. Широкое применение нашел реберный хрящ (О.В. Груша, E.JI. Атькова, 1984; Е.Э. Кугоева, 1997; J.S. Gruss, 1986) и лиофилизованная и/или деминерализованная кость (Е.И. Сидоренко, Е.Д. Горбунова, 2006). Известны отдельные случаи применения хряща ушной раковины (MB. Constantian, 1982), широкой фасции бедра, склеры. Широкое распространение в России получил материал Аллоплант, представляющий собой консервированные трупные ткани, при обработке которых достигается их низкая иммуногенность (Э.Р. Мулдашев, 1987). Из ксеноматериалов в хирургии орбиты предложено применение гидроксиапатита морского коралла (R.E. Holmes, 1988; A.C. Репу, 1991) и ксеноперикарда (Я.О. Груша, 2004).

Преимуществом биологических материалов является их большее сродство с тканями реципиента по сравнению с синтетическими материалами, легкость моделирования, относительная доступность. К существенным недостаткам аутотрансплантации можно отнести необходимость проведения дополнительной операции, которая может привести к развитию осложнений в зоне забора материала, а алло- и ксенотрансплантация чревата риском передачи трансмиссивных инфекций, иммунологической несовместимостью, развитием аллергической реакции на консервант. Для биологических материалов также

характерно частичное рассасывание ткани имплантата (A.C. Караян, 2008) с его последующей деформацией и возможностью дислокации.

Синтетические имплантаты используются в медицинской практике с начала XX века. Вначале широко применялись метилметакрилат, полипропилеи и полиэтилен, но их жесткость и необходимость заводской подготовки обосновали разработку более мягких и эластичных материалов, таких как силикон и гидрогели, а также пористых полимерных и углеродных материалов и керамик. В современной орбитальной хирургии применяется пористый полиэтилен (Т. Wellisz, 1993; J.W. Karesh, 1994; P. Rubin, 1994; J. Froddel, 1998), углеродные материалы (P.A. Гундорова, М.Г. Катаев, И.А. Филатова, 1996), политетрафторэтилен (Ю.С. Астахов, В.П. Николаенко, 2007), гидрогели (Д.В. Давыдов, 2000; R.F. Guthoff, 2006), керамики (B.JT. Красильникова, 2002), металлы (H.A. Sisler, 1973; В.А. Бельченко, 1996), комбинированные конструкции. Предложена комбинированная имплантация биологических и искусственных материалов в орбиту (Я.О. Груша, 2009).

Типичными недостатками искусственных имплантатов являются возможность их дислокации, химическое и механическое раздражающее воздействие на ткани организма, возможная токсичность и дороговизна.

С применением им плантационных материалов также связано развитие ряда осложнений, в частности, обнажения, отторжения и инфицирования имплантата. При выборе имплантата в каждом клиническом случае решающими моментами должны быть не опыт и предпочтения хирурга, а особенности структуры и биоинтеграции материала. Биоинтегративные свойства имплантатов обусловлены их физико-химическими, биологическими и иммунологическими свойствами и, в значительной степени, зависят от пространственной структуры.

Таким образом, сравнительное изучение биоинтегративных характеристик имплантационных материалов, применяемых в хирургии орбиты, является важной и актуальной задачей современной офтальмохирургии.

Целью данной работы было проведение сравнительного экспериментально-морфологического и клинического исследования биоинтеграции некоторых

современных биоинтегрируемых имплантационгшх материалов, применяющихся в хирургии орбиты.

Задачи исследования:

1. Провести сравнительное исследование пространственной структуры гидроксиаиатита морского коралла (ГаМК), деминерализованного костного аллоимплантата (ДКАИ), Аллопланта для пластики орбиты, пористого полиэтилена (ППЭ), углеродного войлока марки «Карботекстим М» (УВ) и политетрафторэтилена (ПТФЭ) с помощью сканирующей электронной микроскопии (СЭМ) и последующего морфометрического анализа полученных изображений;

2. Изучить с помощью клеточных технологий особенности адгезии фибробластов

к поверхности ГаМК, ДКАИ, Аллопланта, ППЭ, УВ и ПТФЭ;

3. Провести сравнительное динамическое морфологическое исследование особенностей биоинтеграции ГаМК, ДКАИ, Аллопланта, ППЭ, УВ и ПТФЭ при подкожной имплантации этих материалов лабораторным мышам;

4. Проанализировать факторы риска возможного обнажения и отторжения материала на примере имплантата из УВ;

5. Проанализировать результаты вторичной имплантации искусственных имгагантационных материалов (УВ, ПТФЭ) при ухудшении результатов первичной реконструктивной операции с имплантацией биологических материалов (Аллоплант, ДКАИ) в отдаленные сроки у пациентов с выраженным дефицитом тканей орбиты;

6. Разработать практические рекомендации по применению исследованных имплантационных материалов в клинической практике.

Научная новизна и практическая значимость работы В результате проведённой работы были получены данные об особенностях пространственной структуры и биоинтеграции ГаМК, ДКАИ, Аллопланта, ППЭ, УВ и ПТФЭ, выявлены факторы риска и описаны особенности обнажения и отторжения имплантата из УВ при его подкожной имплантации, разработаны практические рекомендации по применению исследованных имплантатов в клинической практике.

Результаты работы внедрены в практику НИИ глазных болезней РАМН и кафедры глазных болезней Первого МГМУ им. И.М. Сеченова.

Публикации. По теме диссертации опубликовано 19 научных работ, из них 4 - в изданиях, входящих в перечень ведущих рецензируемых журналов и изданий, рекомендованных ВАК. Получен 1 патент РФ на изобретение.

Основные положения, выносимые на защиту

1. С помощью СЭМ исследованы и описаны особенности рельефа и параметры норового пространства наиболее часто используемых биологических и искусственных биоинтегрируемых имплантационных материалов. Выделены материалы с «истинными порами» и «псевдопорами», а также описаны микропоры на поверхности материалов. Наибольшая площадь порового пространства характерна для УВ, а наименьшая - для ПТФЭ и Аллопланта, что объясняет закономерности их биоинтеграции, включая скорость врастания элементов соединительной ткани;

2. Разработан метод оценки адгезии клеток к имплантационным материалам с учётом рельефа их поверхности. Наибольшая адгезия фибробластов in vitro происходит к ПТФЭ и ГаМК, а наименьшая - к УВ;

3. Наиболее выраженная воспалительная реакция возникает при имплантации Аллопланта и ДКАИ, с частичным лизисом ткани имплантата. При имплантации ППЭ, ПТФЭ, УВ и ГаМК воспалительная реакция менее выражена и протекает по типу реакции на инородное тело, что говорит об инертности этих материалов. Отмечается частичная поверхностная резорбция ГаМК и практически полное отсутствие признаков биодеградации ППЭ, ПТФЭ, УВ. Описан феномен миграции и выхода частиц УВ за пределы окружающей капсулы вплоть до подкожной мышцы;

4. При покрытии ГаМК, ДКАИ, Аллопланта, ППЭ, УВ и ПТФЭ мягкими тканями толщиной более 500 мкм обнажения и отторжения материалов не происходит. Поверхностная имплантация на глубину менее 250 мкм является фактором риска обнажения и отторжения УВ;

5. При ухудшении результата операции по замещению дефицита тканей орбиты с помощью биологического имплантационного материала эффективна вторичная компенсаторная имплантация УВ поверх биоимплантата;

6. На основании данных о биоингегративных характеристиках УВ предложен способ маркировки биологических тканей с помощью этого материала для последующей идентификации зоны экспериментального воздействия (Патент на изобретение RU2281785 от 20 августа 2006 г.).

Апробация работы

Предварительные результаты работы доложены на Конференции молодых ученых «Клинические и экспериментальные исследования в офтальмологии», (Москва, 2005), Открытом российском конкурсе на лучшую научную работу студентов 2005 года по разделу «Медицинские науки» (Москва, 2005), VIII съезде офтальмологов России (Москва, 2005), II Панонской Офтальмологической Конференции (Нови Сад, Сербия, 2005), ХШ Международной медицинской студенческой конференции (Гронинген, Нидерланды, 2006), Г Международной медицинской студенческой конференции (Нови Сад, Сербия, 2006), XVII Европейской студенческой конференции (Берлин, Германия, 2006), Конференции молодых исследователей «Клиническая и экспериментальная офтальмология» (Москва 2007, 2008), V Конференции молодых ученых России с международным участием «Фундаментальные науки и прогресс клинической медицины» (Москва, 2008), Международном конгрессе медицинских наук (София, Болгария, 2009), Всемирном офтальмологическом конгрессе (Берлин, Германия, 2010), на совместном заседании кафедры глазных болезней Первого МГМУ им. И.М. Сеченова и отделения пластической и реконструктивной хирургии век и орбиты НИИ глазных болезней РАМН (2010) и на заседании Проблемной комиссии НИИ глазных болезней РАМН (декабрь, 2010).

Объём и структура диссертации

Диссертация изложена на 153 страницах машинописного текста и состоит из введения, 3 глав, заключения, выводов, практических рекомендаций и списка литературы, включающего 54 отечественных и 108 иностранных источников. Диссертация иллюстрирована 5 таблицами и 153 рисунками.

СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Характеристика материалов и методов исследования

В исследование включены следующие биоинтегрируемые имплантационные материалы:

1. Биологические материалы: гидроксиапатит морского коралла BioEye ("Integrated Orbital Implants Inc.", San Diego, США), деминерализованный костный аллоимплантат свода черепа (тканевой банк ЦИТО, Москва, Россия), Аллоплант для пластики орбиты (Всероссийский институт пластической хирургии, Уфа, Россия);

2. Искусственные материалы: пористый полиэтилен MEDPOR® ("Porex surgical products group", Newnan, США), углеродный войлок марки «Карботекстим М» (ФГУП НИИ «Графит», Москва, Россия), имплантаг политетрафторэтиленовый для замещения дефектов костной ткани (ЗАО «НПК "Экофлон"», Санкт-Петербург, Россия).

Исследование структуры материалов проводили в лаборатории спектроскопии поверхности полупроводников Института физики твердого тела РАН г. Черноголовка (к.ф.-м.н. С.И. Божко) с помощью СЭМ и морфометрического анализа. Изображения получали с разных, случайным образом отобранных, участков каждого образца при увеличении от хЮО до х41000. С помощью программы «Денситоморфометрия» (ЗАО «Медицинские компьютерные системы (МЕКОС)») измеряли линейные размеры пор, размеры частиц материала и долю порового пространства в материале. Статистический анализ данных проводили с помощью t-критерия Стьюдента.

Исследование биоинтегративных характеристик материалов проводили in vitro и in vivo. Для оценки адгезии клеток, как первого этапа биоиитеграции, нами совместно с группой клеточных технологии НИИГБ РАМН (к.м.н. A.C. Павлюк, П.Ю. Баранов) был предложен метод, позволяющий оценить адгезию фибробластов к материалам с учетом рельефа их поверхности. По 8 образцов исследуемых материалов (ГаМК, ДКАИ, Аллоплант, ППЭ, УВ и ПТФЭ) помещали в 96-луночный планшет и фиксировали на парафине, промывали стерильным фосфатным солевым буфером (ФБС) до полного смачивания поверхности, добавляли по 50 мкл (2,5 х 104 клеток/мл) суспензии фибробластов дермы кролика в растворе Хенкса после 3-го пассажа, и после 45-минутной инкубации и промывания ФБС фиксировали 10% нейтральным формалином. Затем проводили окраску образцов красителем DAPI ("Invitrogen Corp.", США). В качестве контроля

клетки инкубировали на поверхности культурального пластика и парафина, в котором фиксировали образцы. После инкубации и промывания образцов делали по 3 микрофотографии каждой лунки планшета на микроскопе "Leica 350D" (Объектив х10) в режиме эпифлюоресценции с селективным светофильтром для DAPI (1=461 нм). Подсчитывали все светящиеся элементы, как в фокусе, так и вне его, что позволило учесть «объёмность» структуры материала, играющую важную роль при имплантации. За счет эпифлюоресценции нам удалось оценить распределение клеток по поверхности материала, при этом не было необходимости в изготовлении тонких срезов. Статистическую обработку результатов проводили с помощью критериев Колмогорова-Смирнова, Пирсона, t-критерия Стьюдента с поправкой Бонферрони для множественных сравнений.

Исследование бноинтегративных характеристик материалов in vivo производили путем имплантации материалов белым лабораторным мышам под подкожную мышцу спины в области лопатки. В исследование включено 90 здоровых белых лабораторных мышей, которые были разделены на 6 групп по 15 животных в каждой. В условиях местной анестезии в области спины с обеих сторон от позвоночника формировали карманы под подкожной мышцей спины размером 5x7 мм. В правый карман имплантировали фрагмент исследуемого материала размером 4x3 и толщиной 3 мм. В 1-й группе - ГаМК, во 2-й группе - ДКАИ, в 3-й группе -Аллоплант, в 4-й группе - ППЭ, в 5-й группе - УВ, в 6-й группе - ПТФЭ. В левый карман имплантацию не проводили (контроль). На сроках 2 недели, 1,3,6 месяцев и 1 год по 2 здоровых животных из каждой группы выводили из эксперимента. Имплантат с окружающими тканями иссекали и помещали в 10% нейтральный формалин. После фиксации препарат рассекали по срединной линии. Обе половины препарата обезвоживали в спиртах и заливали в парафин. Готовили срезы толщиной 4-6 мкм на разной глубине (по 6 срезов каждого имплантата), окрашивали гематоксилином и эозином и исследовали на световом микроскопе (Photomicroscope III, "Opton", Германия). Микрофотосъемку и морфометрическое исследование проводили с помощью программного обеспечения «Денситаморфомегрия» (ЗАО «Медицинские компьютерные системы (МЕКОС)») в лаборатории морфологической диагностики НИИГБ РАМН (зав. к.м.н. А.А.Федоров).

Появившиеся в литературе сведения о возможности обнажения углеродного имплантата при пластике культи побудили нас выявить факторы риска подобного осложнения. Поскольку обнажения и отторжения УВ при глубокой имплантации в наших экспериментах, а также при подкожной имплантации в опытах на крысах

отмечено не было (Я.О. Груша, П.Х. Хоссейн, 2006), нами было высказано предположение о том, что наибольшее значение имеет соотношение объёма вводимого материала и толщины покровных тканей. С этой целью мы провели эксперимент, в котором имплантировали УВ лабораторным мышам непосредственно под кожу, и впервые описали динамику истончения кожи, обнажения и отторжения имплантата из УВ при его подкожной имплантации.

В эту экспериментальную группу вошло 18 здоровых белых лабораторных мышей. Имплантацию УВ проводили по описанной ранее методике, однако имплантат помещали не под подкожную мышцу спины, а непосредственно под кожу. Осмотр места имплантации, фоторегистрацию изменений и контроль состояния животного проводили еженедельно в течение года. Выводили животных из эксперимента на 1, 2 неделе и через 1, 2, 3, 4, 6, 12, 16 месяцев после операции. Гистологические препараты готовили по вышеописанной методике.

Клиническое исследование

В исследование включены 25 пациентов: 15 пациентов с тяжелыми травматическими деформациями орбиты (11 мужчин, 4 женщины), 10 пациентов с анофтальмическим синдромом (6 мужчин, 4 женщины). Средний возраст пациентов с травматическими деформациями орбиты - 34 года (от 19 до 62 лет), пациентов с анофтальмическим синдромом - 37 лет (от 31 до 42 лет).

Всем 25 пациентам нами уже была проведена первичная реконструкция с применением биологических, материалов (Аллоплант, ДКАИ), но с течением времени эффект операции ухудшился. Это проявилось повторным появлением или увеличением энофтальма и/или гипофтальма или западения протеза у пациентов с анофтальмом. Комплексное обследование пациентов включало визометрию, аппланационную тонометрию, статическую периметрию, биомикроскопию, офтальмоскопию, исследование контрастной чувствительности (Г.А.С.Т.-1ез1), бинокулярного зрения (стереотесты), исследование смещения глазного яблока (протеза) с помощью экзофтальмометра Гертеля и орбитометра Нагеля, оценку состояния и подвижности культи и протеза у пациентов с анофтальмом, динамическую фоторегистрацию, а также компьютерную томографию орбит (кафедра лучевой диагностики Первого МГМУ им. И.М. Сеченова).

Первый этап орбитальной реконструкции у всех пациентов с травматическими деформациями орбиты включал пластику нижней стенки орбиты биологическим имплантационным материалом. Показанием для проведения операции было смешение глаза (энофтальм не менее 4 мм и/или гипофтальм) в сочетании с бинокулярным

двоением, ограничением подвижности глазного яблока и/или болевым синдромом. После разделения рубцовых сращений и репонирования содержимого орбиты биоимплантат устанавливали по возможности субпериостально (в 11 случаях Аллоплант для пластики орбиты, в 4 случаях - ДКАИ). Размер и форму имплантатов моделировали интраоперационно. При определении размеров имплантата учитывали КТ-картину орбитальной деформации, степень смещения глазного яблока, величину итраоперационного дефекта кости и другие параметры.

У пациентов с анофтальмическим синдромом 1 этап реконструкции заключался во вторичной пластике культи Аллоплантом и установке биологического имплантата на нижнюю стенку орбиты (7 пациентов - Аллоплант для пластики орбиты, 3 пациента - ДКАИ). Показанием для проведения операции у пациентов с анофтальмом был выраженный косметический дефект и западение протеза не менее чем на 5 мм. Пластика культи заключалась в проведении крестообразного разреза в её передней части, разделении сращений прямых мышц, помещении Аллопланта для пластики культи в сформированное пространство и послойном ушивании разреза. Установка биоимплантатов на нижнюю стенку орбиты проводилась по описанной выше методике. Размер и форму имплантатов моделировали интраоперационно.

Контроль состояния больных проводили ежедневно в течение 1 недели после операции, затем еженедельно в течение I месяца, затем 1 раз в 3-6 месяцев в течение 1-3 лет. В связи с появлением или увеличением энофтальма и/или гипофтальма и западения протеза в различные сроки после первой операции проводили второй этап хирургического лечения.

Второй этап предполагал вторичную имплантацию УВ в орбиту. По вышеописанной методике был сформирован субпериостальный доступ к ранее установленному имплантату, поверх которого помещали УВ. В двух случаях помимо УВ дополнительно устанавливали пластину ПТФЭ. Надкостницу и кожу затем ушивали. Контроль состояния больных проводили ежедневно в течение 1 недели после операции, затем еженедельно в течение 1 месяца, затем 1 раз в 3-6 месяцев в течение срока от 1 до 2 лет.

Результаты собственных исследований

Исследование структуры материалов

С помощью СЭМ были выявлены особенности структуры исследованных материалов, условно обозначенные как «истинные» поры - отдельные ограниченные сообщающиеся пространства в материале, и «нсевдопоры» - промежутки между

волокнами без четких границ - внутреннее пространство материала. Некоторые имплантаты на своей поверхности содержали отверстия различного диаметра (от 1 до 100 мкм), которые мы условно обозначили как микропоры.

Для гидроксиапатита морского коралла (ГаМК) характерна развитая система каналов и ходов диаметром от 150 до 587,5 мкм (в среднем - 320 мкм), разделенных тонкими балками. Площадь норового пространства на единицу площади поверхности материала составила 35,7%. При увеличении хбОО на поверхности ГаМК идентифицировались микропоры диаметром от 8,3 до 50 (средний - 16,7) мкм. При увеличении х41000 становились различимы кристаллы гидроксиапатита.

Поверхность компактного вещества деминерализованного костного аллоимтантата (ДКАИ) содержала единичные микропоры диаметром от 3,6 до 25,5 (средний - 9,4) мкм, возможно являющиеся видимой частью системы гаверсовых каналов. На торцевой поверхности имплантата со стороны губчатого вещества видны макропоры - крупные ячейки кости диаметром от 189,5 до 800 (средний - 524,2) мкм. Площадь порового пространства на единицу площади материала составила 40,2%.

При проведении СЭМ пористого полиэтилена (ППЭ) было выявлено, что материал представляет собой конгломерат частиц неправильной формы диаметром от 457 до 800 (средний - 637,5) мкм. Диаметр пор варьировал от 250 до 812 (средний - 458,7) мкм. Площадь порового пространства на единицу площади поверхности материала составила 27,5%.

Размер пор и площадь норового пространства ГаМК, ДКАИ и ППЭ достаточны для врастания в них необходимого для хорошей иммобилизации объёма соединительной ткани реципиента.

На сканограммах Аллопланта для пластики орбиты как на его наружной гладкой, так и на внутренней шероховатой поверхности различали лишь единичные микропоры, что может привести к медленному прорастанию материала элементами соединительной ткани реципиента и затруднить иммобилизацию трансплантата.

При проведении СЭМ углеродного войлока (УВ) было выявлено, что его поровое пространство больше, чем в других исследованных материалах. УВ состоит из разнонаправленных волокон различной толщины от 3,5 до 5,6 (средняя толщина -4,63) мкм, которые могут быть плотно упакованы в пучки толщиной от 17,54 до 26,7 (средняя толщина - 22,1) мкм. В связи с отсутствием в материале «истинных пор» (ограниченных полостей), мы условно назвали его «псевдопористым». Размер псевдопор и площадь порового пространства определить не удалось из-за сложности выявления их границ, однако поровое пространство достаточно для врастания в

имплаитат тканей реципиента. Отсутствие связей между волокнами УВ говорит о возможности увеличения размеров депо при врастании в имплаитат элементов соединительной ткани реципиента, а также о возможности миграции отдельных частиц. Особенности структуры УВ ограничивают его применение с каркасной функцией (особенно, в ранние сроки после имплантации), например, для закрытия обширных дефектов стенок орбиты.

Поверхность политетрафторэтилена (ПТФЭ) при проведении СЭМ с небольшим увеличением (до х1500) представляется шероховатой и не содержащей пор, однако при увеличении х7000 становится видна глобулярная структура материала с отдельными полите графторэтиленовыми «мостиками». Диаметр глобул составляет от 2 до 4,4 (средний - 3,3) мкм, расстояние между мостиками («псевдопора» материала) - от 3,4 до 6 (среднее - 5,2) мкм. Тот факт, что материал состоит из мелких частиц, предполагает возможность фагоцитоза отдельных глобул в процессе биоинтеграции ч некоторую резорбцию материала. Небольшой размер пор может обусловить медленное врастание ограниченного объёма соединительной ткани в псевдопоры имплантата на небольшую глубину.

При сравнительном анализе сканограмм поверхностей исследованных имплантационных материалов было выявлено, что наиболее развитая пористая структура характерна для ДКАИ, ППЭ и ГаМК, что предполагает более быстрое прорастание их соединительной тканью и прочную фиксацию в окружающих тканях. Площадь норового пространства УВ больше, чем у других имплантатов, однако количественно оценить этот параметр невозможно в силу особенностей структуры материала. Средние размеры пор у всех исследованных материалов, кроме Аллоиланта, превышали 5 мкм, что более чем достаточно для проникновения дополнительных клеточных и фибриллярных компонентов соединительной ткани в толщу имплантата.

Исследование адгезии фибробластов к поверхности материалов

Наименьшее количество фибробластов адгезировало к УВ. Это говорит о низкой адгезивной способности клеток к этому материалу, что ранее было показано в ряде работ по изучению тромборезистентности искуссгвенных сердечных клапанов, изготовленных из углерода. Наибольшее количество клеток адгезировало к ПТФЭ что, по-видимому, может ускорить процесс его биоинтеграции, несмотря на небольшие размеры пор. Хорошая адгезия клеток отмечена также на ГаМК, что говорит в пользу его выбора в качестве матрицы для изготовления тканеинженерных конструкций. Активная клеточная адгезия и развитая пористая структура ГаМК позволяют ожидать

успешную биоинтеграцию материала in vivo. Статистическая обработка результатов

показала, что группы данных достоверно различаются (р<0,05) (табл. 1).

Табл. 1. Количество клеток, адгезировавших к поверхности материалов, в рамке подсчета

Материал Количество клеток

Среднее Min Мах о

ГаМК 21,9 6 61 12,4

ППЭ 13,1 0 41 9,6

УВ 4,1 0 10 2,6

ПТФЭ 28,7 11 55 9,8

Культуральный пластик (контроль) 44,8 18 65 14,1

Парафин (контроль) 12,1 2 21 6,2

Предложенный нами метод исследования клеточной адгезии позволил оценить адгезию клеток с учетом объёмной структуры материалов, однако он не подходит для изучения свойств ДКАИ и Аллопланта из-за высокой степени аутофлюоресценции материалов с высоким содержанием коллагена, затрудняющей выявление ядер адгезировавших клеток, флюоресцирующих в той же области спектра.

Результаты морфологического исследования биоинтеграции имплантационных материалов

При имплантации гидроксиапатита морского коралла (ГаМК) поровое пространство на ранних этапах полностью прорастает молодой соединительной тканью по типу грануляционной, трансформирующейся в фиброваскулярную ткань. По мере её созревания и утраты необходимости в её пластических свойствах происходит редукция сосудов и снижается активность фибриллогенеза. Ткань постепенно становится компактной фибро-целлюлярной, затем гипоцеллюлярной, а при нарастающей «ишемии» появляются признаки её фибротазации с явлениями жировой дистрофии. Воспалительная реакция в остром периоде носила посттравматический асептический характер. В более позднем периоде полностью стихала, обостряясь лишь в случаях осложнения - механической травматизации острым краем ГаМК, локального кровоизлияния. Формирующаяся уже на ранних сроках капсула сначала имела фиброваскулярное строение с утолщениями в участках механического раздражения тканей реципиента острыми краями имплантата (там же в одном случае наблюдался ограниченный участок кровоизлияния). С течением времени капсула истончалась, становилась малососудистой, прерывистой, со временем неотличимой от окружающих тканей. Видимая морфологическая интеграция имплантата с тканями реципиента свидетельствовала об инертности ГаМК и его хорошей биосовместимости с окружающими тканями. Однако следует отметить возможность механического

раздражения с образованием микротравм и кровоизлияний, поэтому мы рекомендуем, моделируя форму имплантата, не оставлять острых углов и краёв.

При имплантации деминерализованного костного аллоимплантата (ДКАИ) в течение первых 2-х недель вокруг имплантата происходило формирование фибро-целлюлярной капсулы неравномерной толщины, восполняющей неровности на его поверхности. Воспалительная реакция в зоне контакта ДКАИ с окружающими тканями носила асептический локальный и преходящей характер. К 3-му месяцу практически все неровности поверхности и небольшая часть внутреннего пространства губчатого вещества кости были заполнены фиброваскулярной тканью.

К 6 месяцам по мере дальнейшего проникновения фиброваскулярной ткани в губчатое вещество имплантата отмечали частичную резорбцию погранично расположенных костных балок. Морфологическая картина состояния ДКАИ и окружающих тканей в области вмешательства свидетельствовали об его выраженной инкапсуляции, но достаточно слабой биоинтеграции, так как прорастание элементами соединительной ткани происходило лишь по периферии губчатого вещества имплантата. Недостаточная иммобилизация ДКАИ и частичная резорбция коллагена деминерализованных костных балок, способная привести к уменьшению объёма имплантата, могут отразиться на результатах его применения в хирургии орбиты.

При имплантации Аллопланта были выявлены следующие стадии его биоинтеграции: инкапсуляция, реактивное воспаление, частичный лизис поверхности чужеродной ткани, ее замещение собственной соединительной тканью. Формирование чётко выраженной капсулы вокруг имплантата происходило в течение 2 недель. Активная воспалительная реакция, клеточная инфильтрация периферических отделов Аллопланта и частичный лизис коллагеновых волокон наблюдались в течение месяца, однако, ввиду практически полного отсутствия пор в материале врастание небольшого объёма грануляционной ткани отмечалось лишь в его поверхностных слоях.

Через 3 месяца активность воспалительного процесса снижалась, но макрофагальная инфильтрация периферических слоёв Аллопланта сохранялась. Наряду с этим по-прежнему не наблюдали прорастания глубоких, слоёв материала клеточными элементами соединительной ткани. В это же время отмечено нарушение структуры фиброзного компонента имплантата в центральной зоне. В дальнейшем, в сроки 6 и 12 месяцев, вследствие возникновения очагов некроза в ткани Аллопланта (сначала в центре, а затем и на периферии) наблюдалась реактивация макрофагальной реакции и изменение объёма и формы имплантата.

При этом процесс замещения частично некротизированной ткани Аллопланта происходил очень медленно, так как биоматериал достаточно инертен, а отсутствие пор препятствовало быстрому проникновению соединительнотканных элементов в толщу имплантата, что также затрудняло его иммобилизацию.

Данные результаты позволяют говорить о возможности частичного лизиса ткани Аллопланта при его использовании с реконструктивной целью в хирургии орбиты, что будет сопровождаться уменьшением объёма имплантата.

При имплантации пористого полиэтилена (ППЭ), начиная с ранних сроков, происходила его инкапсуляция и прорастание соединительной тканью реципиента. Воспалительная реакция носила временный и преходящий характер но типу реакции на инородное тело, что свидетельствовало о достаточно хорошей переносимости материала. Крупные поры позволяли фиброваскулярной ткани быстро заполнять внутреннее пространство имплантата. Стабилизация интеграционного процесса наступала в сроки от трёх месяцев. Морфологически это проявлялось ослаблением воспалительной реакции, редукцией сосудов, частичным жировым перерождением соединительнотканных врастаний, что, однако, не отражалось на объёме депо и степени иммобилизации имплантата. Видимых признаков биодеградации материала выявлено не было, несмотря на формирование ГКИТ. Исходя из описанных особенностей, можно говорить о хорошей биосовместимости ППЭ, а также достаточной его иммобилизации в течение всего срока наблюдения.

При имплантации углеродного войлока (УВ) в течение первого месяца происходила его инкапсуляция и прорастание внутреннего пространства имплантата молодой соединительной тканью. В течение первых 3-х месяцев после имплантации наблюдалась достаточно активная гранулематозная воспалительная реакция. Затем она стихала, фиброваскулярная ткань трансформировалась в фибро-целлюлярную.

К сроку 1 год сохранялись единичные ГКИТ. За счет фибротизации и контракции соединительной ткани уменьшался её объём в поровом пространстве и, соответственно, размеры депо УВ. Это свидетельствовало о наступлении полной толерантности организма к имплантату.

В течение всего срока наблюдения отмечались признаки миграции частиц УВ в прилежащие ткани. В большинстве случаев частицы внедрялись в капсулу, окружающую имплантат, и в ней оставались; в отдельных случаях они смещались до подкожной мышцы. И только в одном случае в результате диастаза атрофичной подкожной мышцы частицы УВ достигали субдермального пространства. Однако, ни одного случая отторжения материала не наблюдалось.

Вышеизложенные результаты гистологического исследования позволяют говорить об удовлетворительной иммобилизации и успешной биоинтеграции УВ. Однако миграция углеродных частиц в капсулу и окружающие ткани говорит о необходимости тщательного покрытия материала мягкими тканями с целью профилактики его обнажения, отторжения или татуажа кожи.

Имплантация политетрафторэтилена (ПТФЭ) показала, что взаимоотношение этого материала с мягкими тканями, в целом, ареактивно. Имплантат инкапсулируется в течение двух недель. Неровности на его торцевых поверхностях, возникающие при разрезании материала, определяют увеличение толщины и степень васкуляризации прилегающих частей капсулы.

Пространственная структура материала обеспечивает врастание новообразованной соединительной ткани, но вследствие небольшого размера пор проникновение клеточных элементов и сосудов со стороны капсулы происходит медленно и поэтапно. Поровое пространство, заполненное в течение первых двух, недель ретикулярными отложениями фибрина, постепенно, в направлении от периферии к центру, начинает прорастать тяжами грануляционной ткани, в составе которой имеются клетки воспалительного ряда, фибробласты, тонкостенные новообразованные сосуды. В последующем появлялись макрофаги, формирующие ГКИТ. В следующие 6 месяцев фиброваскулярная ткань, заполнявшая лишь периферические отделы порового пространства, претерпевала изменения в виде запустевания и уменьшения числа функционирующих сосудов, преобладания фиброзных компонентов над клеточными, уменьшения количества макрофагов и ГКИТ. Эти преобразования, на наш взгляд, свидетельствуют об успешной биоинтеграции имплантата. В центральной зоне микропоры материала к этому сроку оставались светооптически прозрачными. Не отмечали также видимых признаков биодеградации материала в виде уменьшения объёма деио или разделения его на отдельные фрагменты.

Через 6 месяцев после имплантации в ряде случаев были отмечены дистрофические изменения подкожной мышцы в виде ее истончения. Возможно, это следствие давления на неё со стороны депо, однако, ни в одном случае мы не наблюдали нарушения целостности тканей над имплантатом или его обнажения.

Иммобилизация имплантата в отдаленные сроки обеспечивалась за счет сохранения связей с капсулой вросших соединительнотканных тяжей, а в глубоких отделах, где капсула местами отсутствует - за счет фибро-целлюлярных врастаний, исходящих непосредственно из прилежащих тканей.

Вышеописанные результаты морфологического исследования позволяют предполагать хорошую биосовместимость и иммобилизацию имплантата из ПТФЭ при его использовании в орбитальной хирургии. Однако вследствие жесткости и возможного раздражающего действия на окружающие ткани неровностей на поверхности материала, мы рекомендуем моделировать его форму, таким образом, чтобы избежать наличия острых выступов по краю имплантата.

Результаты исследования динамики истончения кожи, обнажения и отторжения имплантата из УВ при его подкожной имплантации

При подкожной имплантации УВ лабораторным мышам у 8 из 18 животных отмечали удовлетворительную биоинтеграцию материала с окружающими тканями без видимых признаков обнажения. В 10 случаях происходило его отторжение целиком (3 случая) или фрагментарно (7 животных).

Мы предполагаем, что в результате увеличения давления внутри депо УВ при заполнении его порового пространства новообразованной соединительной тканыо и ее контракции в процессе созревания происходит продавливание отдельных частиц УВ сквозь капсулу в окружающие имплантат ткани или сквозь истонченную кожу наружу. Обнажение и отторжение материала не сопровождалось воспалительными явлениями, кровотечением или инфицированием. После выпадения имплантата или его части и заживления кожного дефекта в этой области оставалась макроскопически видимая субдермальная дисперсия частиц углерода, которая сохранялась неизменной в течение всего срока наблюдения. Это явление позволило нам предложить использовать УВ для маркировки биологических тканей при необходимости последующей идентификации зоны экспериментального воздействия (патент на изобретение ГШ2281785 от 20 августа 2006 г.). Морфометрия покровных тканей в области расположения подкожного имплантата показала, что через 1 месяц после имплантации кожа над депо УВ истончалась до 170 мкм, в то время как с контрольной стороны её толщина составляла около 270 мкм. При имплантации материала под подкожную мышцу спины толщина покровного слоя составляла от 300 до 500 мкм, и ни одного случая обнажения или отторжения имплантата выявлено не было. Полученные данные позволили заключить, что фактором риска обнажения или отторжения УВ является не только относительно избыточный объём материала, но и недостаточная толщина покровных тканей - менее 250 мкм, что указывает на целесообразность дополнительного укрытия УВ мягкими тканями толщиной не менее 500 мкм. Мы

также полагаем, что большое значение имеет и степень васкуляризации покровных тканей, поэтому покрытие имплантата мышечной тканью предпочтительнее.

Проведённое экспериментальное исследование позволило оценить перспективы применения УВ в офтальмопластике и, в частности, рекомендовать ограничение его использования при контурной пластике и для восполнения сквозных дефектов век. УВ не следует размещать под кожей век и конъюнктивой из-за риска его просвечивания, обнажения и/или отторжения.

Результаты клинического исследования

У всех 15 пациентов с травматическими деформациями орбиты наблюдался энофтальм от 4 до 11 (в среднем - 6,2) мм, у 8 из них отмечался также гипофтальм от 3 до 7 (в среднем - 4,2) мм (табл. 2). Посттравматическая атрофия зрительного нерва выявлена в 2 случаях. Ограничение подвижности глаза определялось у всех пациентов, бинокулярная диплопия - у 13 пациентов.

Табл. 2. Динамика величины энофтальма (ДЭнофтальма) и гшфтальма (ДГипофтальма) по сравнению со здоровым глазом у пациентов с травматическими деформациями орбиты (п=15).

хч Срок Параметр\^ До операции (мм) М±о Через 3 мес после 1 этапа (мм) М±ст Через 12 мес после 1 этапа (мм) М±а Через 12 мес после 2 этапа (мм) М±о

ДЭнофтальма 6,2 ± 2,2 1,7 ±1,4 3,1 ± 1,3 0,9 ± 1,0

ДГипофтальма 4,2 ± 2,2 0,9 ± 1,0 2,2 ± 1,7 0,0

После проведения первичной реконструкции в течение трёх месяцев у всех пациентов отмечали положительные результаты репозиции глаза. Энофтальм был полностью корригирован у 7 пациентов, в остальных случаях величина остаточного энофтальма не превышала 4 мм. Гипофтальм был полностью устранён у 9 пациентов. Остаточный гипофтальм в 1-3 мм наблюдался у 6 пациентов (табл. 2). Уменьшение диплопии наблюдали у 13 пациентов, увеличение подвижности глазного яблока - у всех пациентов в течение первых 6 месяцев после операции.

Через 1 год отмечено уменьшение эффекта операции: появление или увеличение энофтальма от 1 до 5 мм (15 пациентов) и/или возникновение или увеличение гипофтальма от 1 до 4 мм (12 пациентов). Ухудшение результата первичной реконструкции в отдалённом послеоперационном периоде мы связываем с уменьшением объёма биоимплантатов в результате частичной резорбции их ткани и последующей организации дефекта, что было подтверждено нами в эксперименте. В связи с этим всем пациентам в сроки от 1 до 3 лет после первой операции был проведен второй этап реконструкции с имплантацией УВ (в двух случаях, помимо УВ, дополнительно имплантировали ПТФЭ). В течение

длительного срока наблюдения (до 2 лет) у всех пациентов после второго вмешательства отмечены положительные результаты репозиции глаза и стабилизация положения глазного яблока. Энофтальм был полностью корригирован у 12 пациентов; остаточный энофтальм в 2 и 3 мм наблюдался у 3 пациентов; гипофтальм был полностью устранён у всех пациентов (см. табл. 2).

У 6 из 10 пациентов с анофтальмическим синдромом глаз был энуклеирован в детском возрасте по поводу ретинобластомы, в 4 случаях - по поводу субатрофии глазного яблока в результате проникающего ранения. Во всех случаях первичная пластика культи была проведена без имплантации. Срок, прошедший от энуклеации до первого обращения пациента в НИИ глазных болезней РАМН, составил от 2 до 40 лет. Величина занадения протеза варьировала от 5 до 9 мм (табл. 3). После проведения первого хирургического вмешательства (пластика культи Аллоплантом и имплантация биоматериала на нижнюю стенку орбиты) в течение первых трёх месяцев у всех пациентов получены положительные результаты: величина западения протеза уменьшилась и составила от 2 до 5 мм, наблюдалось уменьшение косметического дефекта.

Срок Параметр До операции (мм) М±о Через 3 мес после 1 этапа (мм) М±сг Через 12 мес после 1 этапа (мм) Mio Через 12 мес после 2 этапа (мм) М±а

Ззпадепие протеза 6,9 ±1,7 3,1 ± 1,2 5,7 ±1,8 2,7 ir 0,9

Через 1 год отмечалось уменьшение эффекта операции: увеличение западен™ протеза до 8 мм (10 пациентов) и ухудшение косметического результата. Уменьшение эффекта операции в отдалённом послеоперационном периоде мы связываем с частичной резорбцией тканей биологических имплантатов, а также с продолжающейся атрофией мягких тканей орбиты, в связи с чем, всем пациентам в сроки от 1 до 2 лет после первой операции (в среднем - 1,4 года) был проведен второй этап коррекции анофгальмического синдрома с помощью имплантации УВ. В течение всего срока послеоперационного наблюдения (от 1 до 2 лет) отмечался стойкий положительный эффект в виде уменьшения западения протеза и периорбитальных мягких тканей.

Таким образом, нами отмечено уменьшение эффекта операций по коррекции посттравматической деформации орбиты и анофтальмического синдрома с использованием биологических материалов (Аллоплакг, ДКАИ) в отдалённые сроки после их имплантации. Процесс постепенной резорбции биоимплантатов, сопровождающийся уменьшением их объёма, хорошо известен (A.C. Караян, 2008). Большой объём введенных биоматериалов, а также реконструкции в сочетании с

атрофией орбитальной клетчатки и выраженной деформацией окружающих тканей могут приводить к увеличению или повторному появлению энофтальма, гипофтапьма или западения протеза. Вторичная имплантация синтетических материалов (УВ, Г1ТФЭ) позволила скорригировать возникшие дефекты с сохранением положительного эффекта в течение длительных сроков (более 2 лет).

ВЫВОДЫ

1. Сравнительное экспериментально-морфологическое исследование биоинтегративных характеристик гидроксиапатита морского коралла, деминерализованного костного аллоимплантата, Аллопланта для пластики орбиты, пористого полиэтилена, углеродного войлока и пористого политетрафторэтилена, проведённое на 108 лабораторных мышах, и анализ результатов их имплантации 25 пациентам с выраженным дефицитом тканей орбиты позволили выработать дифференцированный подход к выбору материала.

2. Сравнительное исследование пространственной структуры наиболее часто используемых имплантационных материалов с помощью сканирующей электронной микроскопии позволило показать особенности их рельефа, выделить материалы с псевдо- и истинными порами, определить характеристики и параметры внутреннего пространства каждого материала.

3. Разработан оригинальный метод оценки адгезии фибробластов к пористым имплантационным материалам с учётом рельефа их поверхности. Наименьшая адгезия клеток отмечена к углеродному войлоку, а наибольшая - к политетрафторэтилену и гидроксиапатиту.

4. При сравнительном морфологическом исследовании показано, что вокруг имплантата образуется фиброваскулярная капсула, а поровое пространство заполняется фиброзной тканью, обеспечивающей иммобилизацию имплантата. От пористости и свойств поверхности материала зависит время и степень его прорастания, наличие и характер сопутствующей воспалительной реакции.

5. Наиболее выраженная воспалительная реакция с частичной макрофагальной резорбцией и изменением объёма и формы имплантата развивалась при использовании Аллопланта и деминерализованного костного аллоимплантата. При имплантации пористого полиэтилена, политетрафторэтилена, гидроксиапатита и углеродного войлока развивалась вялотекущая гранулематозная воспалительная реакция. Экспериментально показана возможность обнажения и/или отторжения материала из УВ при его относительно избыточном объёме или недостаточной толщине покровных тканей - менее 250 мкм.

6. При ухудшении результатов оперативного лечения, направленного на устранение дефицита тканей орбиты с помощью биологического имплантационного материала в отдалённые сроки эффективна вторичная компенсаторная имплантация углеродного войлока поверх биоимплантата.

Практические рекомендации

1. При использовании биологических материалов, подверженных биодеструкции (Аллоплант, ДКАИ и ГаМК), следует учитывать возможность уменьшения их объёма, что необходимо принимать во внимание при планировании оперативного вмешательства. Практически полное отсутствие пор в Алдоплаше для пластики орбиты является причиной замедленного процесса его биоинтеграции с окружающими тканями, что может создать условия для формирования очагов некроза и реактивации воспалительного процесса в позднем послеоперационном периоде.

2. Жёсткость и механическая прочность ГаМК и ПТФЭ позволяют использовать их с каркасной функцией, однако следует учитывать возможность травматизации окружающих тканей их краями, в связи с чем, целесообразно моделировать форму этих имплантатов, избегая острых углов и краёв.

3. Покрытие имплантационного материала мягкими тканями толщиной более 500 мкм позволяет осуществить надёжную профилактику его обнажения и отторжения. При этом предпочтительнее использовать мышечную ткань.

4. Наличие относительно большой площади порового пространства УВ и отсутствие связей между отдельными волокнами определяют возможность увеличения размеров депо при врастании в имплантат соединительной ткани, а также объясняет феномен миграции отдельных углеродных частиц за пределы изолирующей капсулы. Поэтому УВ не следует размещать под тонкой кожей век и конъюнктивой не только из-за возможности его обнажения, но и просвечивания.

5. При уменьшении эффекта реконсгруктивно-пластической операции по замещению дефицита тканей орбиты в отдалённые сроки после имплантации биологического материала показана вторичная компенсаторная имплантация углеродного войлока поверх биоимплантата, которая позволяет достичь долговременного положительного эффекта репозиции глазного яблока или положения протеза.

Список работ, опубликованных по теме диссертации

1. Груша Я.О., Федоров A.A., Бакаева Т.В., Хоссейн Пур X. Изучение некоторых аспектов эволюции Карботекстима-М при подкожной имплантации в эксперименте // Рефракционная хирургия и офтальмология. - 2004. - №4. -С. 40-42;

2. Бакаева Т.В. Способ маркировки биологических тканей с использованием углеродного войлока марки Карботекстим-М для последующей идентификации зоны экспериментального воздействия // Материалы конференции молодых ученых «Клинические и экспериментальные исследования в офтальмологии». -Москва.-2005.-С. 10;

3. Бакаева Т.В. Исследование взаимодействия Карботекстима-М с окружающими тканями при его подкожной имплантации в эксперименте // Материалы конференции молодых ученых «Клинические и экспериментальные исследования в офтальмологии». - Москва. - 2005. - С. 12;

4. Бакаева Т.В. Исследование взаимодействия Карботекстима-М с окружающими тканями при его подкожной имплантации в эксперименте // Тезисы работ участников Открытого российского конкурса на лучшую научную работу студентов 2005 года по разделу «Медицинские науки» Школы молодых исследователей «Фундаментальные науки и прогресс клинической медицины». -Москва.-2005.-С. 23;

5. Груша Я.О., Федоров A.A., Бакаева Т.В., Хоссейн Пур X. Клинико-экспериментальные аспекты применения углеродного войлока при пластике орбиты // Тезисы докладов VIII съезда офтальмологов России. - Москва. - 2005. -С. 642;

6. Бакаева Т.В. Исследование взаимодействия Карботекстима-М с окружающими тканями при его подкожной имплантации в эксперименте // Анналы ФПНПК. -Том XI. - Москва. - 2005. - С. 4;

7. Груша Я.О., Федоров A.A., Бакаева Т.В., Хоссейн Пур X. Экспериментальное исследование взаимодействия Карботекстима-М с окружающими тканями при подкожной его имплантации // Вестник офтальмологии. - 2005. - №5. -С. 41-43;

В. Bakaeva Т., Grusha Y., Fedorov A. Investigation of Histopathologic Feature of Carbon Felt Biological Integration - Experimental Study // Program with abstracts 2nd Pannonic Ophthalmology Meeting and 1st Conference on Prevention of Blindness "Vision 2020". - Novi Sad, Serbia and Montenegro. - 2005. - P. 25;

9. Груша Я.О., Федоров A.A., Бакаева Т.В. Способ маркировки биологических тканей для последующей идентификации зоны экспериментального воздействия // Патент на изобретение RU2281785 от 20 августа 2006 г.;

10.Bakaeva Т., Grusha Y., Fedorov A. Investigation of carbonic felt biological integration // Abstract book 13th International Students' Conference of Medical Studies. - Groningen, the Netherlands. - 2006. - P. 189;

11.Bakaeva T. Investigation of carbonic felt biological integration // Abstract book 1st International Medical Students' Conference Novi Sad. -Novi Sad, Serbia. - 2006. -P. 49;

12.Bakaeva T., Grusha Y., Fedorov A. Investigation of carbonic felt biological integration // European Journal of Medical Research, 17lh European Students' Conference. - Berlin, Germany. - 2006. - P. 28;

13.Бакаева T.B. Сравнительное исследование тканевой реакции на имплантацию Карботекстима-М лабораторным белым и бестимусным мышам. Предварительные результаты // Материалы конференции молодых исследователей «Клиническая и экспериментальная офтальмология». - Москва. -2007.-С. 7;

14.Бакаева Т.В. Особенности биоинтеграции различных имплантационных материалов на ранних сроках // Материалы конференции молодых исследователей «Клиническая и экспериментальная офтальмология». - Москва. -2008.-С. 15;

15.Бакаева Т.В. Особенности биоинтеграции различных имплантационных материалов на ранних сроках // Тезисы V Конференции молодых ученых России с международным участием «Фундаментальные науки и прогресс клинической медицины». - Москва. - 2008. - С. 37;

lô.Bakaeva T. Comparative experimental investigation of biological integration of different implantation materials used for orbital surgery // Abstract book VIII International Congress of Medical Sciences. - Sofia, Bulgaria. - 2009. - P. 135;

17.Бакаева T.B., Груша Я.О. Материалы, применяемые для имплантации в орбиту // Вестник офтальмологии. - 2010. - №2. - С. 46-50;

18.Bakaeva Т., Fedorov A., Grusha Y. Comparative Experimental Study of Biological Integration of Different Implantation Materials Used for Orbital Surgery // Abstract book World Ophthalmology Congress. - Berlin, Germany - 2010. - P. 321;

19.Груша Я.О., Федоров А.А., Баранов П.Ю., Бакаева Т.В., Павлюк А.С. Сравнительное исследование пространственной структуры современных орбитальных пористых имплантационных материалов и адгезии клеток к ним // Вестник офтальмологии. - 2010. - №5. - С. 9-13.

Список сокращении

ГаМК - гидроксиапатит морского коралла

ГКИТ - гигантская клетка инородных тел

ДКЛИ - деминерализованный костный аллоимплантат

ПТФЭ - пористый политетрафторэтилен

ППЭ - пористый полиэтилен

СЭМ - сканирующая электронная микроскопия

УВ - углеродный войлок

DAPI - 4,6-диамидино-2-фенилиндол

М - среднее арифметическое

Мах - максимальное значение

Min - минимальное значение

а - среднеквадратичное отклонение

Подписано в печать 24 февраля 2011 г.

Формат 60x90/16

Объём 1,50 п.л.

Тираж 100 экз.

Заказ №240211338

Оттиражировано на ризографе в ООО «У ниверПринт»

ИНН/КПП 7728572912У772801001

Адрес: г. Москва, улица Ивана Бабушкина, д. 19/1.

Тел. 740-76-47,989-15-83.

http://www.univeiprmt.ru

Имплантационные материалы в хирургии орбиты применяются в основном при проведении операций, направленных на устранение травматических деформаций орбиты (реконструкция стенок, контурная пластика, восполнение мягкотканного компонента и др.), при пластике постэнуклеационной культи, эвисцерации и коррекции анофтальмического синдрома. На данный момент существует множество биологических и искусственных имплантационных материалов. Выбор материала в каждой клинической ситуации, проводится с учётом его механических, биологических, физико-химических свойств. Имплантаты выпускают в различных формах в готовом виде либо моделируют непосредственно во время операции, что тоже принимается в расчёт при планировании хирургического вмешательства. Биологические материалы можно разделить на ауто-, алло- и ксенотрансплантаты. Из искусственных материалов в орбитальной хирургии применяются различные металлы, полимеры, гели, керамики, углеродные материалы, комбинированные конструкции и др. Каждая группа материалов имеет свои преимущества и недостатки.

Многие используемые в настоящее время имплантационные материалы сравнительно инертны и имеют структуру, позволяющую элементам соединительной ткани реципиента врастать в материал, обеспечивая его надежную фиксацию в месте имплантации - такие материалы являются биоинтегрируемыми. Однако вследствие различного состава и природы материалов также существуют определённые различия в скорости и особенностях их биоинтеграции, что может стать преимуществом или недостатком материала в зависимости от клинической ситуации. Биоинтегративные свойства имплантатов определяются целым рядом факторов: физико-химическими особенностями материала, из которого они изготовлены, пространственной структурой имплантата, его иммунологическими характеристиками. Существует множество работ, описывающих гистологические особенности биоинтеграции имплантационных материалов: это и экспериментальные исследования, и данные клинического материала, полученные на основании биопсии имплантатов в различные сроки после операции. Однако для многих, применяемых в настоящее время в клинической практике, материалов недостаточно данных об их структуре и особенностях биоинтеграции, а также чрезвычайно мало исследований, в которых бы проводилось сравнение хотя бы двух имплантатов на одинаковой биологической модели. Всё это позволило заключить, что сравнительное исследование особенностей структуры и биоинтеграции существующих имплантационных материалов, а также поиск и внедрение новых материалов является важной и актуальной задачей современной офтальмохирургии, позволяющей осуществить «информированный выбор» материала в той или иной клинической ситуации в зависимости не только от того, какой материал в данный момент доступен, но и с учетом особенностей дефекта, состояния тканей реципиента в зоне имплантации и функций, которые должен выполнять имплантат.

Целыо данной работы было проведение сравнительного экспериментально-морфологического и клинического исследования биоинтеграции некоторых современных биоинтегрируемых имплантационных материалов, применяющихся в хирургии орбиты.

Задачи исследования

1. Провести сравнительное исследование пространственной структуры гидроксиапатита морского коралла (ГаМК), деминерализованного костного аллоимплантата (ДКАИ), Аллопланта для пластики орбиты, пористого полиэтилена (ППЭ), углеродного войлока марки «Карботекстим-М» (УВ) и политетрафторэтилена (ПТФЭ) с помощью сканирующей электронной микроскопии (СЭМ) и последующего морфометрического анализа полученных изображений.

2. Изучить с помощью клеточных технологий особенности адгезии фибробластов к поверхности ГаМК, ДКАИ, Аллопланта, ППЭ, УВ и ПТФЭ.

3. Провести сравнительное динамическое морфологическое исследование особенностей биоинтеграции ГаМК, ДКАИ, Аллопланта, ППЭ, УВ и ПТФЭ при подкожной имплантации этих материалов лабораторным мышам.

4. Проанализировать факторы риска возможного обнажения и отторжения материала на примере имплантата из УВ.

5. Проанализировать результаты вторичной имплантации искусственных имплантационных материалов (УВ, ПТФЭ) при ухудшении результатов первичной реконструктивной операции с имплантацией биологических материалов (Аллоплант, ДКАИ) в отдаленные сроки у пациентов с выраженным дефицитом тканей орбиты.

6. Разработать практические рекомендации по применению исследованных имплантационных материалов в клинической практике.

Научная новизна и практическая значимость работы

В результате проведённой работы были получены данные об особенностях пространственной структуры и биоинтеграции ГаМК, ДКАИ, Аллопланта, ППЭ, УВ и ПТФЭ, выявлены факторы риска и описаны особенности обнажения и отторжения имплантата из УВ при его подкожной имплантации, разработаны практические рекомендации по применению исследованных имплантатов в клинической практике.

Результаты работы внедрены в практику кафедры глазных болезней Первого МГМУ им. И.М. Сеченова и НИИ глазных болезней РАМН.

Основные положения, выносимые на защиту 1. С помощью сканирующей электронной микроскопии исследованы и описаны особенности рельефа и параметры порового пространства наиболее часто используемых биологических и искусственных биоинтегрируемых имплантационных материалов. Выделены материалы с «истинными порами» и «псевдопорами», а также описаны микропоры на поверхности материалов. Наибольшая площадь порового пространства характерна для УВ, а наименьшая - для ПТФЭ и Аллопланта, что объясняет закономерности их биоинтеграции, включая скорость врастания элементов соединительной ткани.

2. Разработан метод оценки адгезии клеток к имплантационным материалам с учетом рельефа их поверхности. Наибольшая адгезия фибробластов ш vitro происходит к ПТФЭ и ГаМК, а наименьшая — кУВ.

3. Наиболее выраженная воспалительная реакция возникает при имплантации Аллопланта и ДКАИ, с частичным лизисом ткани имплантата. При имплантации ППЭ, ПТФЭ, УВ и ГаМК воспалительная; реакция менее выражена и протекает подтипу реакции на инородное тело, что говорит об; инертности этих материалов. 'Отмечается частичная поверхностная резорбция ГаМК и практически полное отсутствие признаков биодеградации ППЭу ПТФЭ, УВ. Описан феномен миграции и выхода частиц УВ за пределы окружающей капсулы вплоть до подкожной мышцы.

4. При покрытии ГаМК, ДКАИ, Аллопланта, ППЭ; УВ и ПТФЭ мягкими тканями толщиной более 500 мкм обнажения и отторжения- материалов>не происходит. Поверхностная имплантация на глубину менее 250 мкм , является фактором риска обнажения и отторжения УВ.

5. При ухудшении результата операции по- замещению дефицита* тканей орбиты с помощью биологического имплантационного материала эффективна вторичная компенсаторная, имплантация УВ; поверх биоимплантата.

6. На основании данных о биоинтегративных характеристиках УВ предложен способ маркировки, биологических тканей с помощью этого материала, для; последующей идентификации зоны экспериментального воздействия (Патент на изобретение RU2281785 от 20 августа 2006 г.)

Апробация работы

Предварительные результаты, исследования доложены на Конференции молодых ученых* «Клинические и экспериментальные исследования в 7 офтальмологии», (Москва, 2005), Открытом российском конкурсе на лучшую научную работу студентов 2005 года по разделу «Медицинские пауки» Школы молодых исследователей «Фундаментальные науки и прогресс клинической медицины» (Москва, 2005), VIII съезде офтальмологов России (Москва, 2005), II Панонской Офтальмологической Конференции и I Конференции по предотвращению слепоты "Vision 2020" (Нови Сад, Сербия, 2005), XIII Международной медицинской студенческой конференции (Гронинген, Нидерланды, 2006), I Международной медицинской студенческой конференции (Нови Сад, Сербия, 2006), XVII Европейской студенческой конференции (Берлин, Германия, 2006), Конференции молодых исследователей «Клиническая и экспериментальная офтальмология» (Москва 2007), Конференции молодых исследователей «Клиническая и экспериментальная офтальмология» (Москва, 2008), V Конференции молодых учёных России с международным участием «Фундаментальные науки и прогресс клинической медицины» (Москва, 2008), Международном конгрессе медицинских наук (София, Болгария, 2009), Всемирном офтальмологическом конгрессе (Берлин, Германия, 2010), на совместном заседании кафедры глазных болезней Первого МГМУ им. И.М. Сеченова и отделения пластической и реконструктивной хирургии век и орбиты НИИ глазных болезней РАМН (Москва, 2010) и на заседании Проблемной комиссии НИИ глазных болезней РАМН (декабрь, 2010).

Объём и структура диссертации

Диссертация изложена на 153 страницах машинописного текста и состоит из введения, 3 глав, заключения, выводов, практических рекомендаций и списка литературы, включающего 54 отечественных и 108 иностранных источников. Диссертация иллюстрирована 5 таблицами и 153 рисунками.

выводы

1. Сравнительное экспериментально-морфологическое исследование биоинтегративных характеристик гидроксиапатита морского коралла, деминерализованного костного аллоимплантата, Аллопланта для пластики орбиты, пористого полиэтилена, углеродного войлока и пористого политетрафторэтилена, проведённое на 108 лабораторных мышах, и анализ результатов их имплантации 25 пациентам с выраженным дефицитом тканей орбиты позволили выработать дифференцированный подход к выбору материала.

2. Сравнительное исследование пространственной структуры наиболее часто используемых имплантационных материалов с помощью сканирующей электронной микроскопии позволило показать особенности их рельефа, выделить материалы с псевдо- и истинными порами, определить характеристики и параметры внутреннего пространства каждого материала.

3. Разработан оригинальный метод оценки адгезии фибробластов к пористым имплантационным материалам с учётом рельефа их поверхности. Наименьшая адгезия клеток отмечена к углеродному войлоку, а наибольшая - к политетрафторэтилену и гидроксиапатиту.

4. При сравнительном морфологическом исследовании показано, что вокруг имплантата образуется фиброваскулярная капсула, а поровое пространство заполняется фиброзной тканью, обеспечивающей иммобилизацию имплантата. От пористости и свойств поверхности материала зависит время и степень его прорастания, наличие и характер сопутствующей воспалительной реакции.

5. Наиболее выраженная воспалительная реакция с частичной макрофагальной резорбцией и изменением объёма и формы имплантата развивалась при использовании Аллопланта и деминерализованного костного аллоимплантата. При имплантации пористого полиэтилена, политетрафторэтилена, гидроксиапатита и углеродного войлока развивалась вялотекущая гранул ематозная воспалительная реакция. Следует отметить возможность обнажения и/или отторжения материала из УВ при его относительно избыточном объёме или недостаточной толщине покровных тканей — менее 250 мкм.

6. При ухудшении результатов оперативного лечения, направленного на устранение дефицита тканей орбиты с помощью биологического имплантационного материала в отдалённые сроки эффективна вторичная компенсаторная имплантация углеродного войлока поверх биоимплантата.

ПРАКТИЧЕСКИЕ РЕКОМЕНДАЦИИ

1. При использовании биологических материалов, подверженных биодеструкции (Аллоплант, ДКАИ и ГаМК), следует учитывать возможность уменьшения их объёма, что необходимо принимать во внимание при планировании оперативного вмешательства. Практически полное отсутствие пор в Аллопланте для пластики орбиты является причиной замедленного процесса его биоинтеграции с окружающими тканями, что может создать условия для формирования очагов некроза и реактивации воспалительного процесса в позднем послеоперационном периоде.

2. Жёсткость и механическая прочность ГаМК и ПТФЭ позволяют использовать их с каркасной функцией, однако следует учитывать возможность травматизации окружающих тканей их краями, в связи с чем, целесообразно моделировать форму этих имплантатов, избегая острых углов и краёв.

3. Покрытие имплантационного материала мягкими тканями толщиной более 500 мкм позволяет осуществить надёжную профилактику его обнажения и отторжения. При этом предпочтительнее использовать мышечную ткань.

4. Наличие относительно большой площади порового пространства УВ и отсутствие связей между отдельными волокнами определяют возможность увеличения размеров депо при врастании в имплантат соединительной ткани, а также объясняет феномен миграции отдельных углеродных частиц за пределы изолирующей капсулы. Поэтому УВ не следует размещать под тонкой кожей век и конъюнктивой не только из-за возможности его обнажения, но и просвечивания.

5. При уменьшении эффекта реконструктивно-пластической операции по замещению дефицита тканей орбиты в отдалённые сроки после имплантации биологического материала показана вторичная компенсаторная имплантация углеродного войлока поверх биоимплантата, которая позволяет достичь долговременного положительного эффекта репозиции глазного яблока или положения протеза.