Ультраструктура биодеградируемых имплантатов: изменения во времени

Во всем мире роль артроскопических методов лечения и диагностики повреждений коленного сустава значительно выросла [Bigony L. et al 2008]. В тоже же время, существует много разногласий по установлению показаний к оперативному лечению при повреждениях коленного сустава и по выбору хирургической тактики. Выбор трансплантата при реконструкции передней крестообразной связки (ПКС), сроки оперативного лечения – все это зачастую остается предметом предпочте- ний каждого конкретного хирурга [Bostman O. et al 1992; Franco MG, et al 1994; Andersson C. et al 1992; Bruce D. et al.2005.; Chang SK et al. 2003].

Одним из основных вопросов в технике артроскопической реконструкции ПКС остается выбор метода фиксации трансплантата. В настоящее время существует большое количество типов имплантатов для фиксации трансплантата ПКС, при этом в литературе нет четких данных о преимуществах тех или иных способах фиксации в зависимости от типа трансплантата [Bostman O. et al. 1998; Daniels A.U. et al. 1990; Hoffmann R. et al. 1989; Barber F.A. et al. 1995; Brown C.H. et al.1993; Alejandro Espejo-Baena et al. 2014; Colombet P. et al. 2005].

В то же время, растет доля используемых имплантатов, выполненных из различных полимерных или биополимерных – рассасывающихся материалов («bioabsorbable implants», Pertti T. 2004), которые должны в разные сроки, в зависимости от их состава, замещаться костной тканью [Barber F. 1995; Johnson L. et al. 1995; Achtnich A. et al. 2014]. При этом в мировой литературе нет единого научного мнения об отдаленных результатах использования подобных рассасывающихся имплантатов в травматологии и ортопедии: от мнения о невозможности замещения имплантата костной тканью [Bergsma E. et al. 1995], до выводов о замещении имплантата костной тканью в короткие сроки – до 36 недель [Bцstman O. et al. 1992; Bach FD et al. 2002; Bourke HE et al. 2013].

Важнейшим элементом артроскопической техники реконструкции передней крестообразной связки является обеспечение стабильной фиксации трансплантата, которая обеспечивает возможность раннего восстановительного лечения и исключает нестабильность трансплантата в местах фиксации до момента его врастания. Преимущественно используется внутриканальная фиксация при помощи интерферентных титановых винтов [Лазишвили Г.Д. c соавт. 1997]. Производится фиксация костными штифтами [Иванов В.А. с соавт.], методом компрессионной импакции [Никитин В.В. 1985], широко используются различные модификации подвешивающих вариантов фиксации трансплантатов, с этой целью предложены различные виды фиксаторов (Trans-Fix, TightRope ACL, Endobutton CL и др.) [Королев А.В. 2004]. Перспективным является использование для фиксации трансплантата различных рассасывающихся материалов [Лазко Ф.Л. с соавт 1999; Лазишвили Г.Д. с соавт. 1997].

Целью фиксации трансплантата ПКС является обеспечение хорошего натяжения его до биологического приживления ткани в костных каналах [Ferretti A. et al. 2002; Stener S. et al. 2010; Rhee PC. et al.2011].

Впервые биодеградирующие имплантаты из полимолочной кислоты для внутренней фиксации были использованы в эксперименте рядом исследователей [Schmitt, E. E. et al. 1967; Cutright DE et al. 1971; Kulkarni RK et al. 1971]. В начале 80-х годов прошлого столетия были применены имплантаты из полигликолевой кислоты, но была отмечена низкая механическая прочность данных имплантатов (40-70 МРа) при хорошей гистологической совместимости [Christel P et al. 1982; Kilpikari J et al. 1983.; Vert M et al. 1984]. Некоторое время спустя, в производстве фиксаторов была применена техника усиления механической прочности имплантатов, и стало возможным получать имплантаты для фиксации переломов с прочностью на излом до 250-370 МРа [Rokkanen P et al. 1996; Tormala P et al. 1987; Vainionpaa S et al. 1987].

Впервые имплантаты из смеси полимеров (сплав полигликолевой и полимолочной кислот) были использованы в 1984 году [Rokkanen P et al. 1985].

Материалы, применяемые для изготовления имплантатов, могут быть разделены на разные группы материалов: природные материалы, керамические материалы, различные металлы, композитные материалы, полимеры [Tormala P. et al.1998]. Полимеры разделяют на органические и неорганические, синтетические и несинтетические полимеры. Полимеры также разделяют на биостабильные (инертные), биодеградирующие и частично биодеградирующие полимеры. Существует ряд характеристик, которые должны быть присущи биодеградирующим имплантатам, это: высокая первичная жесткость имплантата (имплантат не должен быть слишком жестким или слишком гибким), ожидаемые сроки сохранения показателей жесткости имплантата in vivo с течением времени [Tormala P et al. 1998]. Данным условиям соответствуют 29 типов полимеров, которые потенциально могут быть использованы в клинической практике. В настоящее время наиболее широкое применение нашли имплантаты, выполненные из полигликолевой кислоты (PGA) и полимолочной кислоты (PLA), которые являются частично кристаллизованными с линейной структурой полимерами. Данные полимеры различаются друг от друга, имплантаты из PGA являются гидрофильными, а имплантаты из PLA – гидро- фобными. PGA – это высоко кристаллизованный полимер линейной структуры, прозрачный при температуре 360 С, с точкой плавления 224-2280 С (Frazza and Schmitt 1971). PLA – высоко кристаллизованный линейный полимер с молекулярной массой 180000 – 530000 с L- (PLLA) или D- (PDLA) пространственной конфигурацией [Eling et al. 1982].

Деградация биополимеров в целом происходит следующим образом: полигликолевая кислота расщепляется до гликолевой кислоты, полимолочная кислота – до молочной кислоты, и в конечном итоге – до пировиноградной кислоты с соответствующей формой ацетила коэнзима А, затем продукты деградации проходят через цикл Кребса с образованием Н2О и СО2 и небольшого количества энергии. Конечные продукты деградации выделяются из организма при помощи внешнего дыхания и в небольшом количестве с мочой [Hollinger JO et al. 1986]. Сроки полного расщепления и замещения имплантата костной тканью сильно отличаются в зависимости от типа полимера. Так, имплантаты из PGA полностью расщепляются в сроки до 36 недель [Bostman O et al. 1992], в тоже время, имплантаты из полимолочной кислоты расщепляются и замещаются костной тканью по данным разных авторов не ранее чем 7 лет после имплантации (Nordstrom P et al. 2001; Jukkala-Partio K et al. 2002].

Нормальная гистологическая реакция на имплантат из биополимера проявляется неспе-цифической реакцией активации лимфоцитов – появлением макрофагов, гигантских многоядерных клеток инородного тела, небольших лимфоцитов и полиморфноядерных нейтрофилов (Santavirta S et al. 1990.).

В нашем исследовании мы попытались выяснить характер изменений биодеградирующих имплантатов, находившихся в костной ткани в течение различного срока, на ультра-структуральном уровне. В исследованной литературе мы не смогли найти информации подобного рода и поэтому трактовку и описание находок произвели без ссылок на литературные данные.

В ходе работы нам удалось изучить несколько имплантатов, которые были извлечены в ходе ревизионной операции по поводу разрыва аутотрансплантата (см. табл.1).

Имплантаты изучали в лаборатории экспериментальной патологии клетки ГУ НИИ морфологии человека (зав. лабораторией В.П. Черников). Предварительная подготовка образцов осуществлялась методом ионной бомбардировки золотом на напылительной установке «Eiko IB-3» (Япония) в условиях вакуума (0,2 Torr) и ионном токе – 7 mA. Просмотр препаратов производили с помощью сканирующего электронного микроскопа «Hitachi S-500» при ускоряющем напряжении 25 kV на разных увеличениях.

Таблица 1

Имплантат	Материал имплантата	Время, проведенное в кости
Рассасывающийся интерферентный винт Arthrex	L-изомер полимолочной кислоты (PLLA)	4 года
Винт BioIntrafix (DePuy Mitek)	L-изомер полимолочной кислоты + трикальцийфосфат	1 год
Гильза BioIntrafix (DePuy Mitek)	L-изомер полимолочной кислоты + трикальцийфосфат	1 год
Рассасывающийся интерферентный винт	L-изомер полимолочной кислоты	2 года
Рассасывающийся интерферентный винт Arthrex	L-изомер полимолочной кислоты	Новый контрольный винт

Типы изученных имплантатов

Рис. 1 Винт PLLA при увеличении х100.

Рис. 4. Винт PLLA при увеличении х5000, различные участки.

Рис. 2. Винт PLLA при увеличении х5000, различные участки.

Рис. 5. Винт BioIntrafix через 1 год нахождения в живой кости (увеличение х1000).

Рис. 3. Винт PLLA при увеличении х5000, различные участки.

увеличивает площадь соприкосновения его с окружающими тканями.

Также следует отметить, что структура материала визуально близка к аморфной.

Следующим имплантатом, который удалось исследовать, был винт BioIntrafix, представляющий собой смесь полимолочной кислоты и трикальцийфосфата. По замыслу разработчиков данного материла, трикальцийфосфат должен стать остеокондуктивным субстратом данного винта, а полимолочная кислота – обеспечить достаточные прочностные свойства имплантата.

На рис. 5 можно разглядеть поверхность винта, которая представляет собой также не-

Рис. 6. Гильза BioIntrafix через 1 год после имплантации (увеличение х1000).

Рис. 9. Биодеградирующий винт Stryker через 2 года после имплантации (увеличение х5000).

Рис. 7. Гильза BioIntrafix через 1 год после имплантации (увеличение х5000).

Рис. 10. Биодеградирующий винт Stryker через 2 года после имплантации (увеличение х5000).

Рис. 8. Гильза BioIntrafix через 1 год после имплантации (увеличение х5000).

Рис. 11. Биодеградирующий винт Arthrex через 4 года после имплантации (увеличение х1000).

Рис. 12. Биодеградирующий винт Arthrex через 4 года после имплантации (увеличение х5000).

Рис. 14. Биодеградирующий винт Arthrex через 4 года после имплантации (увеличение х1000).

Рис. 13. Биодеградирующий винт Arthrex через 4 года после имплантации (увеличение х5000).

Рис. 15 Биодеградирующий винт Arthrex через 4 года после имплантации (макрофото)

ровную поверхность, но явных признаков разложения материала не отмечено.

Винт BioIntrafix используют вместе с гильзой (Tibial Sheath, TCP/PLA, DePuy Mitek), которую мы также исследовали. Данные имплантаты находились в кости в течение 1 года.

На рисунках 6 - 8 при различных увеличениях можно отметить неоднородность и неровность структуры, при этом, при большем увеличении определяются зоны вспучивания материала, что мы считаем признаками деградации материала.

Следует обратить внимание, что материал, из которого изготовлены данные им- плантаты, представляет собой слоистую структуру.

Нами был исследован интерферентный винт Stryker (рис. 9, 10), также выполненный из полимолочной кислоты. Данный винт существовал в костной ткани 2 года, прежде чем был исследован. При электронной микроскопии отчетливо видно, что поверхность винта сглажена, как будто оплавлена. Трещин и дефектов поверхности не отмечено.

Еще один исследованный имплантат – ин-терферентный винт Arthrex, выполненный из полимолочной кислоты и находившийся в костной ткани 4 года. На представ- ленных слайдах можно отметить выраженное различие материала имплантата с контрольным винтом: более сглаженная поверхность имплантата (рис. 11), трещины в материале (рис. 12-14). Данные изменения можно трактовать как признаки деградации материала имплантата, при этом макроскопически винт выглядит практически без изменений (рис. 15).

Таким образом, в результате нашего небольшого исследования можно сделать определенные выводы. Нам удалось исследовать имплантаты из полимолочной кислоты, которые находились в кости in vivo в течение одного, двух и четырех лет. Фиксаторы пре