В последние десятилетия в хирургической практике, в том числе в стоматологической, наблюдается тенденция к все более широкому применению материалов на основе резорбируемых полимеров - производных молочной и гликолевой кислот. В отличие от металлов, таких как титан и его многочисленные сплавы, используемых ранее в хирургической практике, они не требуют проведения повторных операций благодаря своей способности рассасываться в тканевой среде и в значительной мере обладают способностью к выполнению опорной функции, что важно для адекватной фиксации костных отломков. При условии достаточно медленной резорбции имплантированного материала открывается возможность для синхронного образования, по мере рассасывания имплантата, полноценного костного регенерата. Так, по крайне мере, это представлялось в теории. Данная идея способствовала серьезному интересу к разработке материалов, способных резорбироваться в тканевой среде, которые не обладали бы недостатками, присущими имплантатам из титана и его сплавов (необходимость повторной операции, образование подчас токсичных окислов и т.д.), и при этом не уступали бы им по механическим характеристикам. Этим требованиям в определенной степени отвечают синтетические биорезорбируемые полимеры и кополимеры.

Известны биодеградируемые полимеры природного происхождения и синтетические [4]. Принято считать, что синтетические биорезорбируемые материалы имеют ряд предпочтительных по сравнению с природными материалами характеристик. Во-первых, при их изготовлении достигается высокая степень безприместности. Они оптимально технологичны, что определяет высокую степень их структурной инвариантности. Благодаря этому их производственный дизайн позволяет получать материалы в строгом соответствии с медико-техническими требованиями (МТТ), а это очень важно [4].

Итак, соответствующими МТТ к новым материалам можно признать нижеследующий комплекс характеристик: высокая биосовместимость; адекватные биомеханические свойства и прочностные характеристики; синхронность рассасывания введенного в кость материала и новообразования костного вещества. Особый интерес в этом плане для исследователей, естественно, представляли синтетические материалы полимерной природы на основе полилактата и полигликолида [4].

В номенклатуре химических соединений молочная кислота обозначается как 2-гидроксипропионовая кислота - СН3СН(ОН)СООН. Гликолевая кислота, из которой образуются полигликолиды, представляет собой гидроуксусную кислоту с формулой НОСН2СООН [2].

В природе соли молочной кислоты - лактаты - это конечные продукты анаэробного цикла гликогена или глюкозы, которые образуются при восстановлении пирувата, катализируемого ферментом лактатдегидрогеназой. При интенсивной работе мышц происходит увеличение концентрации лактата в мышцах и крови, порой - до 100 мг %. В печени лактат вновь превращается в глюкозу, которая частично окисляется, а частично идет на синтез гликогена.

Близость полимеров молочной кислоты и полигликолида к природным субстратам выглядит весьма заманчиво как побудительный момент для разработки на их основе новых синтетических материалов, а учитывая вышеприведенные преимущества в плане высокой их технологичности, служит убедительным обоснованием целесообразности разработки материалов этого типа [1].

Полимеры молочной и гликолевой кислот имеют чрезвычайно широкий спектр изоформ, которые характеризуются различными физико-химическими и механическими свойствами и пространственными межмолекулярными взаимодействиями, а также такими особенностями, как растворимость в различных жидких средах, прочность, кристаллизация, скорость полимеризации и биодеградации [3].

В челюстно-лицевой хирургии особенно перспективным представлялось использование указанных полимеров для фиксации отломков костей лицевого скелета.

В частности, были разработаны фиксаторы из L-полимера молочной кислоты (PLLA). Сообщалось об эффективном применении фиксирующих пластин и винтов из полимера молочной кислоты при переломах нижней челюсти и скуловых костей [5].

В качестве изделий медицинского назначения для применения в ортопедии и травматологии при хирургическом остеосинтезе костей лицевого скелета предлагалось использовать пластины и шурупы из PLLA/PGA LactoSorb одноименной фирмы [1]. LactoSorb стал широко применяться в стоматологии и челюстно-лицевой хирургии [3]

Задачи исследования. В свете вышесказанного мы поставили перед собой задачи:

- изучить в динамике эффекты взаимодействия ряда широко используемых в медицинской практике синтетических биорезорбируемых полимерных материалов с прилежащими тканевыми структурами;

- сопоставить гистологические проявления эффекта воздействия этих материалов на костную ткань по группам наблюдений;

- интерпретировать полученные данные на основе результатов собственного исследования и данных литературы о характере и эффектах взаимодействия между синтетическими полимерными материалами указанной группы и тканевым субстратом в области имплантации.

Опыты ставили на 48 самцах крыс линии Вистар массой ≈150 г. В области дистального эпифиза бедренной кости под эфирным наркозом с помощью бора обратный конус №1 воспроизводили сквозные дефекты, которые заполняли одним из испытуемых образцов полимерного материала.

Животных выводили из эксперимента путем передозировки эфирного наркоза в сроки 1, 3, 6 и 10 мес. На точку наблюдения пришлось по 3 крысы.

Материал, подлежащий исследованию (бедренная кость), фиксировали в 10% нейтральном формалине 48 ч. Выделенные и освобожденные от мягких тканей костные фрагменты декальцировали в 25% Трилоне Б. Тканевые образцы проводили через спирты возрастающих концентраций и заключали в парафин. Готовили с помощью ротационного микротома Microm HM 355S серийные срезы толщиной 8 мк и окрашивали их гематоксилином и эозином. Изучение гистопрепаратов и микрофотосъемку производили в оптической цифровой системе Axioplan 2 imaging фирмы «Carl Zeiss».

Исследовали образцы следующих синтетических полимерных материалов - производных молочной и гликолевой кислот - и их сополимеров в разных сочетаниях: группа 1 - PolyLactide Glycolide Acid (PLGA) - сополимер молочной и гликолевой кислот в процентном соотношении соответственно 80/20; группа 2 - Poly-L-Lactide Acid (PLLA) - полимер молочной кислоты; группа 3 - Poly-96L/4D-Lactide Acid (96/4 PLDLA) - сополимер L-молочной (96%) и D-молочной (4%) кислот; группа 4 - Poly-70L/30D-Lactide Acid (70/30 PLDLA) - сополимер L-молочной и D-молочной кислот в процентном соотношении соответственно 70/30; материал известен также под названием LactoSorb.

Следует отметить, что декальцинированный в Трилоне Б и залитый в парафин материал испытуемых образцов легко поддавался резке на микротоме, а сам синтетический материал в большей части растворялся в процессе проводки через заливочные батареи, в связи с чем на срезах на месте образцов испытуемых материалов обычно обнаруживали полости, стенки которых были образованы тканевыми структурами, прилежащими к имплантатам.

В части случаев остатки материала имели вид полупрозрачных частиц, располагающихся у стенок полостей.

Группа 1. Исследовали образцы PolyLactide Glycolide Acid (PLGA) через 1 мес от начала опыта; в зоне, прилежащей к имплантату, наблюдалась выраженная воспалительная реакция. Через 3 мес у имплантата располагался слой рыхлой соединительной ткани. Эта соединительнотканная прослойка сохранялась у имплантата местами на значительном протяжении. И лишь через 6 и 10 мес опыта вблизи к имплантату отмечалось превалирование активных процессов остеогенеза с параллельно текущим ремоделированием новообразованной костной ткани (рис. 1, см. на цв. вклейке).

В целом анализ наблюдающихся гистологических картин свидетельствует об определенном несовершенстве остеогенетических реакций, развивающихся вокруг имплантата. Об этом, в частности, свидетельствовали сформировавшиеся вблизи от остатков имплантационного материала участки клеточно-волокнистой соединительной ткани.

Группа 2. В этой группе в качестве имплантационного материала выступал Poly-L-Lactide Acid (PLLA) - полимер молочной кислоты. Через 1 мес от начала опыта в гистологических препаратах обнаруживалась имплантационная полость с остатками имплантационного материала. Вокруг располагались обширные поля новообразованной, частью компактизирующейся, костной ткани с лакунами, заполненными красным костным мозгом. Новообразованная костная ткань обтурировала костномозговой канал. К 3 мес наблюдения в результате интенсивного развития процесса ремоделирования новообразованный слой костной ткани у имплантата истончился и принял вид тонкой костной капсулы. Костная ткань у имплантата созревала, ее матрикс в зоне контакта с имплантатом уплотнялся и приобретал тонковолокнистый характер (рис 2, см. на цв. вклейке).

Однако, несколько отступя от имплантата, можно было видеть участки грубоволокнистой, т.е. менее зрелой, костной ткани.

Через 6 мес в гистологических препаратах обнаруживалась полость имплантата с остатками имплантационного материала, которая была отграничена от кроветворной ткани, заполнившей костномозговой канал, костной пластиной с небольшим числом остеоцитов. Остатки имплантационного материала в полости были представлены скоплениями полупрозрачных округлых гранул. Через 10 мес наблюдения костная ткань вокруг имплантата приобретала вид тонкой капсулы. Отмечалось почти полное восстановление просвета костномозгового канала.

Группа 3. Объектом исследования служили образцы Poly-96L/4D-Lactide Acid (96/4 PLDLA) - сополимер соответственно L-молочной (96%) и D-молочной (4%) кислот.

Уже через 1 мес наблюдения к имплантату прилежала тонкая костная пластина, отделявшая имплантационную полость от красного костного мозга. Вход в имплантационную полость прикрывала новообразованная трабекулярная костная ткань. Через 3 мес ремоделирование новообразованной вокруг имплантационной полости кости приводило к заметному истончению ее пласта на уровне костномозгового канала. Изнутри костная стенка имплантационной полости была выстлана рыхлой соединительной тканью (рис. 3, см. на цв. вклейке).

Через 10 мес опыта в гистопрепаратах наблюдалось утолщение костной стенки имплантационной полости вблизи участка кортикальной пластины, прикрывшей вход в костный дефект. На уровне костномозгового канала костное вещество образовывало тонкую капсулу вокруг имплантационной полости. Изнутри костная стенка полости имплантата была выстлана тонким слоем рыхлой соединительной ткани, иногда - лишь 1 рядом мелких округлых и компактных соединительнотканных клеток.

Группа 4. В этой группе использовали сополимеры Poly-70L/30D-Lactide Acid (70/30 PLDLA) - сополимер L-молочной и D-молочной кислот, в процентном соотношении соответственно 70/30. Материал известен также под названием LactoSorb.

Через 1 мес опыта вокруг имплантационной полости обнаруживались мощные разрастания новообразованной костной ткани. Вход в полость была прикрыта тонкой костной пластинкой. Костная ткань, располагающаяся на уровне кортикальной пластины, была утолщена, характеризовалась большим числом крупных лакун, заполненных кроветворной тканью.

В то же время костная ткань, непосредственно прилежащая к имплантационной полости, была относительно молодой, богатой клеточными элементами; ее матрикс имел грубоволокнистое иррегулярное строение преимущественно с тенденцией к компактизации и при этом - с сохранением грубоволокнистого характера. В части препаратов под большим увеличением было видно, что выстилка стенки имплантационной полости была представлена фибробластоподобными клеточными элементами с оплетающими их нежными волоконцами.

На уровне костномозгового канала стенка имплантационной полости резко сужалась. Костную стенку имплантационной полости на значительном протяжении выстилали мелкие компактные круглые клетки с плохо различимой цитоплазмой.

Через 6 мес наблюдения стенка имплантационной полости была образована тонкой пластиной из зрелого костного вещества, кнаружи от которой были видны крупные костные лакуны, заполненные красным костным мозгом. Местами наблюдалось проникновение костных структур в костномозговой канал; процесс его восстановления к указанным срокам еще не был завершен. Кое-где у стенки в имплантационной полости можно было видеть скопления гранул остатков вещества имплантационного материала.

Через 10 мес наблюдения костная стенка имплантационной полости в результате активных процессов ремоделирования подвергалась значительной редукции; она была представлена узкой полоской оксифильного костного вещества. Изнутри ее выстилали частью подвергшиеся глубокой дистрофии соединительнотканные клетки (рис. 4, см. на цв. вклейке).

Анализируя полученные данные, при оценке эффектов взаимодействия испытанных образцов синтетических материалов на основе полимеров молочной и полигликолевой кислот мы исходили из того, что объектом исследования является процесс интеграции испытуемых материалов в кость. Важнейшим объективным критерием, позволяющим достоверно оценить интегральные эффекты взаимодействия между имплантатом и тканевыми элементами периимплантационной зоны, является характер интеграции: остеоинтеграция или фиброинтеграция [7]. Анализ результатов экспериментально-морфологического исследования позволил выявить ряд закономерностей, отражающих взаимодействие имплантационных материалов группы синтетических полимеров и сополимеров молочной и полигликолевой кислот:

- процессы, протекающие в области контакта имплантат - кость, имеют отчетливо фазовый характер:

а) фаза воспалительно-продуктивных реакций;

б) фаза активного новообразования костной ткани преимущественно грубоволокнистого характера, обычно - трабекулярного, реже - с наклонностью к компактизации;

в) фаза ремоделирования или вторичной перестройки;

- проведенное исследование выявило определенные различия в темпах и качественных характеристиках структурных проявлений взаимодействия в зоне контакта полимерный материал - тканевые структуры.

Как правило, после закономерных посттравматических воспалительных реакций наблюдалось их стихание, и непосредственно вокруг имплантатов развивался процесс костеобразования, характер и степень выраженности которого колебались в значительных пределах.

В группе 1 - PolyLactide Glycolide Acid (PLGA) - к 3 мес опыта в области контакта имплантат-прилежащие тканевые структуры наблюдалось образование участков рыхлой соединительной ткани. Одновременно с этим наблюдалось активное построение нового костного вещества. Наличие соединительнотканной компоненты в некоторых из участков зоны контакта/интерфейса, прослеживающейся, хотя и не столь выраженно, и в последующие сроки опыта, свидетельствовало о разнонаправленности процессов, протекающих в этой области, а также о наличии патогенного эффекта как одного из следствий локальных взаимодействий.

Группа 2 опыта характеризовалась чрезвычайно активным течением костеобразовательного процесса, о чем свидетельствовало появление в области интерфейса полей костного вещества грубоволокнистого строения, проявляющего тенденцию к компактизации. Однако и в этой группе в области интерфейса отмечались участки соединительнотканной выстилки.

В группе 3, где материал был представлен Poly-96L/4D-Lactide Acid (96/4 PLDLA) - сополимер L-молочной (96%) и D-молочной (4%) кислот, наблюдалось по сравнению с другими группами опыта не столь активное образование нового костного вещества. Отмечалось превалирование и персестирование в области интерфейса участков, построенных из рыхлой соединительной ткани.

В группе 4 испытывали сополимеры Poly-70L/30D-Lactide Acid (70/30 PLDLA) - сополимер L-молочной и D-молочной кислот, в процентном соотношении соответственно 70/30. Материал известен также под названием LactoSorb. В этой группе процессы новообразования кости и ее ремоделирования были оптимальными по интенсивности и темпам. Однако и в этой группе вплоть до отдаленных сроков (до 10 мес) в области интерфейса обнаруживались мелкие компактные патологически измененные клетки, свидетельствующие о повреждающих побочных эффектах взаимодействия испытанных полимерных материалов с прилежащими тканевыми структурами.

В заключение в порядке обсуждения следует указать на возможные патогенные факторы, обусловливающие описанные проявления повреждения тканевых структур. К ним мы отнесли:

- накопление в области интерфейса кислорадикальных дериватов биодеградации;

- повышение осмотического давления в результате накопления в этой области продуктов биодеградации;

- возможное поступление из резорбирующегося материала аддитивов;

- и, наконец, мы считаем, что важную роль в качестве патогенного фактора играют используемые в большинстве синтетических полимерных материалах на основе молочной и гликолевой кислот Д-изомерные формы, чуждые по своей биологической природе организму животных и человека; скорее всего, Д-изомерные формы занимают рецепторы соответствующих метаболических линий, оставаясь в то же время исключенными из физиологического метаболического цикла, что вызывает его блокаду и соответственно - нарушение обмена веществ в соответствующих его звеньях.

Аналогичную блокаду рецепторов и соответствующее нарушение определенных метаболических путей можно наблюдать при использовании некоторых лекарственных веществ, например при блокировании NPY-рецептора с целью снижения уровня синтеза липидов [8].

Скорее всего, эти факторы в условиях настоящего эксперимента действовали комплексно, вызывая в качестве интегрального эффекта описанные патологические изменения в тканевых структурах, прилежащих к испытанным образцам синтетических полимерных материалов.

В литературе мы нашли лишь 1 сообщение об экспериментально-морфологическом исследовании, в котором наблюдались аналогичные патогенные эффекты материала на основе полилактата [6].

Результаты нашего исследования свидетельствуют об актуальности дальнейших исследований, направленных на разработку новых синтетических резорбируемых в тканевой среде материалов, которые в процессе биодеградации не вызывали бы патогенных эффектов.