Регенерация костной ткани при применении наноимплантов

В последние десятилетия сфера использования наноматериалов постоянно расширяется. Свое применение они находят и в медицине, в частности в нейрохирургии для восстановления целостности костей черепа [1—3]. Помимо этого, сохраняется необходимость оперативных вмешательств по поводу новообразований головного мозга. Современные подходы к лечению сосудистой патологии также диктуют необходимость хирургических вмешательств с дальнейшим воспроизводством архитектоники тканей [4].

Решение задач, связанных с разработкой искусственных материалов для замещения участков поврежденной или отсутствующей костной ткани, представляет сложную комплексную проблему, поскольку функциональная надежность имплантов в значительной мере зависит от их биологической, биохимической и биомеханической совместимости с костной тканью живого организма [5—10]. При этом перспективным является использование биокомпозитных материалов на основе коллаген-гидроксиапатит-декстрановых компонентов, нанесенных на металлическую подложку в связи с выполнением титаном каркасной и протективной функций [8, 10]. Однако имеющиеся материалы нуждаются в дальнейших разработках. Одной из важнейших проблем после внедрения трансплантата является регенерация костной ткани [2—5]. В связи с этим целью нашего исследования явился анализ влияния различных по своему составу биокомпозитов на основе титана в наноструктурном состоянии на регенерацию костной ткани черепа в экспериментальных моделях.

В эксперименте использовали 140 крыс-самцов Вистар, которые были разделены на 4 группы по 35 особей в каждой. В 1-ю группу вошли ложнооперированные животные, во 2-ю — особи, которым был имплантирован композит из нанотитана Grey с пескоструйной обработкой без покрытия, в 3-ю — животные, которым вводили композит из нанотитана Grey с пескоструйной обработкой с одним слоем покрытия (композиционный препарат, в состав которого входил желатин и высокомолекулярный декстран), в 4-ю — животные, которым имплантирован биокомпозит из нанотитана Grey с пескоструйной обработкой с двумя слоями покрытия (1-й — желатин, декстран, 2-й — гидроксиапатит, коллаген, декстран). Проведение эксперимента и содержание животных соответствовали общепринятым стандартам. В условиях передозировки эфирного наркоза подопытных животных выводили из эксперимента через 1, 2, 4, 6, 9, 12 нед наблюдения.

Проведено макроскопическое описание с количественной оценкой. Срезы, окрашенные гематоксилином и эозином, изучали с использованием светового микроскопа Topic-T («Ceti-Т»). Образцы, обработанные родамином, фотографировали в флюоресцентном микроскопе Микмед-6, вариант 11. Для растровой электронной микроскопии пробы фиксировали в стандартном глутаровом фиксаторе, а затем фотографировали и проводили морфометрический оценку с использованием микроскопа FE1 Quanta 200 3D. Для атомно-силовой микроскопии исследовали образцы и выполняли морфометрический анализ с помощью сканирующего зондового микроскопа Ntegra-Aura.

У ложнооперированных животных диаметр послеоперационного дефекта через 1 нед после операции составил 5,1±0,3 мм, к концу 2-й недели — 5,3±0,15 мм и к 12-й неделе уменьшился до 2,0±0,05 мм, но полного закрытия дефекта не происходило. Ширина демаркационной зоны в 1-ю неделю после операции составляла 1,3±0,4 мм, к 9-й неделе данная зона исчезла. Высота вновь образованной ткани над поверхностью кости черепа с 1-й по 4-ю неделю увеличивалась с 0,15±0,28 мм до 1,2±0,15 мм соответственно, а затем к 12-й неделе уменьшалась до 0,7±0,07 мм.

Через 1 нед в зоне операции у животных 1-й группы определялись незначительные некротизированные участки костной ткани, скопления лимфоидных клеток, эритроцитов, нитей фибрина. Альтеративные и воспалительные процессы исчезали через 4—6 нед. К концу 1-й недели начинала формироваться грануляционная ткань. К 4-й неделе был сформирован каркас из эластичных и коллагеновых волокон, который постепенно заполняет костный дефект. К 9-й неделе дефект от периферии к центру постепенно заполнялся сначала грубоволокнистой, а затем и молодой костной тканью. Постепенно там формировались кровеносные сосуды. На поперечном срезе наблюдалась преимущественно грубоволокнистая ткань с отдельными сосудами толщиной до 0,45±0,05 мм. С помощью люминесцентной микроскопии по краю интактной кости в месте оперативного вмешательства определялась активация обменных процессов.

При исследовании образцов имплантов у животных 2-й группы (нанотитан без покрытия) оказалось, что ширина ободка демаркационной зоны воспаления через 1 нед после операции составляла 1,4±0,4 мм, через 2 нед — 2,1±0,25 мм, и прогрессивно снижаясь к 6-й неделе (0,6±0,11 мм), исчезала через 12 нед (табл. 1).

Во 2-й группе ширина соединительной ткани по периферии импланта составляла 0,16±0,035 мм и к 12-й неделе вновь образованная соединительная ткань полностью покрывала поверхность импланта (табл. 2).

К 30-м суткам во 2-й группе образцов между матриксной костью и имплантом сформировались взаимосвязи из нескольких видов тканей — это фиброзная ткань, которая является основой для располагающихся среди нее островков хрящевой ткани. Здесь определялись и вновь образованные сосуды, обнаруживались поля хрящевой ткани неравномерной величины, которые переходили в сеть костных трабекул. Балки располагались хаотично и вытесняли хрящевую ткань. Наиболее четко этот процесс прослеживался к 6-й неделе экспозиции, особенно при наличии биокомпозитов. Вновь образованная ткань снаружи была покрыта хорошо контурированной надкостницей. Остеобласты клеточного слоя лежали преимущественно однорядно, последовательно. Компактное вещество костной ткани матриксовой кости имело обычное строение. Остеобласты располагались в полостях. Поверхность над имплантом к 9-й неделе была представлена костной тканью. Определялись компактная кость с грубоволокнистыми костными трабекулами и фрагменты пластинчатой кости. Выявлены новообразованные остеоны. Расстояние между центром импланта и вновь образованной тканью через 9 нед составляло 0,45±0,028 мм. К 12-й неделе уменьшилось до 0,187±0,02 мм. Регенерирующая ткань полностью заполнила просвет между матриксовой костью и имплантом к 12-й неделе. Через 12 нед она была представлена костной тканью (рис. 1).

При изучении регенерации костной ткани у животных 3-й группы (наноимпланты с одним слоем покрытия) оказалось, что ширина ободка демаркационной зоны воспаления через 1 нед составляла 1,6±0,35 мм, и к 6-й неделе снижалась более прогрессивно, чем во 2-й группе, и отсутствовала на поздних сроках (см. табл. 1). Высота вновь образованной ткани над поверхностью матриксовой кости также увеличивалась с 0,9±0,23 мм к концу 1-й недели до 1,5±0,24 мм к 12-й неделе. На 1-й неделе имплант был покрыт мезенхимальной тканью на (1,0±0,2)×(0,4±0,1) мм, и полностью — через 12 нед. Ширина соединительной ткани по периферии импланта составляла 0,17±0,024 мм. К 12-й неделе вновь образованная ткань полностью покрывала поверхность биокомпозита, что наглядно отражает ускорение процессов регенерации по сравнению со 2-й группой (см. табл. 2).

При изучении регенерации костной ткани в 4-й опытной группе, в которой применялся нанотитан с двумя слоями покрытия, установлено, что ширина ободка демаркационной зоны воспаления через 1 нед составляла 1,8±0,33 мм, и к 6-й неделе снижалась более прогрессивно, чем во 2-й группе (см. табл. 1). Высота вновь образованной ткани над поверхностью матриксовой кости также увеличилась от 1,2±0,2 мм на 1-й неделе до 1,7±0,2 мм к 12-й неделе. Покрытие импланта с (2,0±0,3)×(0,4±0,08) мм на 1-й неделе увеличилось до (2,6±2,0)×(4,5±0,05) к 6-й неделе, а к 12-й неделе имплант был полностью покрыт (рис. 2).

Таким образом, наличие покрытия из коллаген-гидроксиапатитно-декстранового соединения увеличивает скорость процессов регенерации. Это связано с созданием депо ионов кальция. Такой наноимплант выполняет опорную функцию для вновь образованной ткани за счет коллаген-декстранового компонента.