На рубеже 80-90-х годов ХХ века в ушной хирургии получили распространение импланты на основе металлов, полимеров, композитов и керамики [1-3]. Требования к протезам слуховых косточек: хорошее звукопроведение, небольшая масса, противостояние инфекции, стабильность формы и устойчивость к экструзии [4]. Для реконструкции цепи слуховых косточек, помимо остатков последних, применяют аутокость, аутохрящ, аутоноготь, титан, золото, тантал, платину, нержавеющую сталь и пр. [5-8]. Металлические и керамические протезы обладают значительной прочностью и, благодаря высокому (свыше 100 ГПа) модулю упругости, хорошим звукопроведением, включая область наиболее информативных высоких звуковых частот. Но это является причиной чрезмерной жесткости и деформационной несовместимости указанных имплантов с окружающими существенно менее жесткими биотканями среднего уха. Недостатки этих протезов: повышенная стоимость материалов и изготовления по технологиям микролитья, спекания и механической обработки для получения необходимой формы и качества поверхности.

Среди полимерных материалов для реконструкции среднего уха при стапедопластике доминируют материалы на основе полиэтилена и особенно политетрафторэтилена (ПТФЭ) марок «тефлон» (США) и «фторопласт-4» (Россия). Биоинертность, эластичность и высокая технологичность полимерных имплантов делает возможным массовое изготовление недорогих протезов. Использование полимерных протезов предусматривает «поршневую» методику стапедопластики по Shea, преимуществом которой являются значительно меньший объем манипуляций в области окна преддверия, снижение травматичности и вероятности попадания крови в преддверие лабиринта [9].

Вместе с тем указанные материалы характеризуются вязкоупругостью и вязкопластичностью, что проявляется в ухудшении звукопроведения в результате необратимого изменения формы и жесткости протезов при длительном функционировании [10]. Эти материалы не обладают бактерицидной активностью, что может привести к угрозе инфицирования среднего уха [11, 12]. Так, наблюдение пациентов с тимпанальной и смешанной формами отосклероза после имплантации тефлоновых протезов в ряде случаев показало осложнения в виде нейросенсорной тугоухости и глухоты, а также образования послеоперационных гранулем барабанной полости [13, 14], что явилось причиной повторных операций.

Так как реакция организма на имплант определяется в основном химическим составом и структурой его поверхностного слоя [15, 16], регулирование биосовместимости имплантов может быть достигнуто модифицированием поверхности [17-19]. Предложен протез на основе биологически активного материала с нерастворимым и инертным мозаичным покрытием [20]. В качестве основы могут быть использованы металлы, обладающие бактерицидными свойствами, но остаются отмеченные выше недостатки металлических протезов.

Задачами исследования являлись:

- обеспечение биосовместимости импланта при отсутствии локальной воспалительно-дегенеративной реакции в послеоперационном периоде, а также морфологических изменений в отдаленных жизненно важных органах;

- повышение звукопроводимости протеза в области высоких частот;

- сохранение стабильности формы и звукопроводимости импланта.

Для решения вышеуказанных задач перспективны формостабильные марки фторопласта, модифицированные наноразмерными алмазоподобными DLC (diamond-like carbon) покрытиями, состоящими из атомов углерода, поскольку последние значительно повышают биоинертность протезов, в том числе изготовленных из полимерных материалов [21, 22].

Оценка биоинтеграционных свойств имплантов производилась по результатам гистологического исследования находящихся с ними в контакте биологических тканей, а также морфологическим изменениям в отдаленных жизненно важных органах, обеспечивающих гомеостаз реципиента [23].

В качестве основного материала (подложки) протеза использовали радиационно-модифицированный фторопласт марки Ф-4РМ20 в виде листа толщиной 0,8 мм (Россия, ФГУП «НИФХИ им. Л.Я. Карпова») [24], из которого вырезались полоски прямоугольного сечения. В табл. 1

Модифицирующее алмазоподобное покрытие наноразмерной толщины наносили в условиях импульсного катодно-дугового разряда в вакууме с эродирующим графитовым катодом путем формирования направленного к подложке потока плазмы и ее конденсации на подложке. С этой целью применяли вакуумную установку УВНИПА-1-001 с газовым ионным источником ИИ-4-0,15.

Механические испытания образцов материала Ф-4РМ20 до и после нанесения покрытия, а также после ультразвуковой обработки производили на машине Instron 5567 на воздухе и в среде физиологического раствора. Нанесенное покрытие вследствие очень малой (наноразмерной) толщины не оказывает заметного влияния на предельное удлинение при растяжении. Вместе с тем оно способствует повышению звукопроведения в области высоких частот вследствие высокого модуля упругости алмазоподобного углерода, а также приобретения протезом свойств волновода в результате формирования на призматической полимерной подложке твердых «стенок».

Формирование композитного (металлополимерного) варианта биосовместимого покрытия производилось путем совместного использования цилиндрического катода из высокочистого (99,999%) графита марок МПГ-6, МПГ-7 с измеренной плотностью 1,8 г/см3 и металлического катода из химически чистого (99,99%) серебра.

Размер и расположение наночастиц серебра контролировали методами растровой электронной микроскопии на растровом электронном микроскопе VEGA II LSH с системой энергодисперсионного микроанализа INCA ENERGY 250 ADD. На поверхности полимерного протеза сформировано сплошное алмазоподобное покрытие с равномерно распределенными наноразмерными частицами серебра (см. рис. 1 на цв. вклейке).

Биологический эксперимент проводили на 150 белых беспородных крысах, обычно используемых для подобных исследований [26]. Возраст животных составлял 19-21 нед, масса 110-150 г. Они были объединены в три группы по 50 крыс в каждой. В 1-й группе животным имплантировали образец материала Ф-4РМ20 с алмазоподобным покрытием толщиной 5 нм; во 2-й группе производилась имплантация Ф-4РМ20 с аналогичным покрытием, содержащим наноразмерные частицы серебра; а в 3-й группе имплантировали Ф-4РМ20 без покрытия.

Операцию проводили под галотановым наркозом. Выполнялся разрез на выбритой и асептически обработанной коже передней брюшной стенки. Образцы в виде полосок размером 10×5 мм сечением 1 мм в стерильных условиях имплантировали в подкожную клетчатку на глубину до 3 мм без дополнительной фиксации. После операции животных помещали в виварий, где они находились под постоянным наблюдением. На 7, 21, 30 и 60-е сутки их выводили из эксперимента методом декапитации под общим галотановым наркозом. По операционному рубцу открывалась рана, из которой удаляли импланты с прилегающими тканями. Извлеченный материал фиксировали в 10% растворе нейтрального формальдегида с последующей заливкой в парафин. Из блоков готовили срезы толщиной 5-6 мкм с последующим окрашиванием препаратов гематоксилином и эозином, а также пикрофуксином по ван Гизону.

Аналогичным образом готовили препараты для морфологических исследований ткани легких, сердца, селезенки, печени, почек. Морфометрические исследования проводили посредством аппаратно-программного комплекса на базе светового оптического микроскопа «Carl Zeiss» Axioscop. Измерялась толщина слоя грануляций и соединительной ткани по периферии импланта.

Для оценки степени напряжения иммунных реакций проводили измерение диаметров лимфоидных фолликулов селезенки и ее периартериальной зоны.

Статистический анализ результатов исследования был выполнен с использованием программного продукта Statistica 6.1. Соответствие распределения количественных признаков закону нормального распределения оценивали с помощью теста Колмогорова-Смирнова. Сравнение двух независимых выборок по количественному признаку производили с помощью теста Манна-Уитни, множественные сравнения - с использованием теста Краскелла-Уоллиса. Различия считали значимыми при p<0,05. Количественные данные в табличном материале представлены в формате: медиана (Me) и 1-й, 3-й квартили (Q1, Q3) [27].

Во всех группах экспериментальных животных определялись однотипные изменения морфометрических показателей тканевых структур, окружающих имплант, и в жизненно важных органах.

В табл. 2

Показатели диаметра фолликулов и периартериальной зоны селезенки статистически значимо не отличались во всех группах наблюдения (р>0,05). При этом следует отметить, что в 3-й группе экспериментальных животных указанные показатели сохранялись на более высоком уровне.

В месте внедрения импланта у животных всех групп наблюдения определялась грубоволокнистая соединительная ткань. Воспалительная реакция отсутствовала (см. рис. 2 на цв. вклейке).

Морфологическая характеристика печени, сердца, легких и почек у всех лабораторных животных независимо от групп и сроков вывода из эксперимента не имела признаков воспалительно-дистрофического процесса.

Таким образом, установлена однотипность локальных тканевых реакций во всех группах животных при менее выраженном грануляционно-рубцовом процессе в случае имплантации Ф-4РМ20 с алмазоподобным покрытием толщиной 5 нм, содержащим распределенные наноразмерные частицы серебра. Активизации иммунной системы на введение импланта по статистически значимым показателям увеличения лимфоидных фолликулов селезенки не установлено ни в одной группе животных.

1. Морфологические особенности течения тканевых реакций на внедрение имплантов из радиационно-модифицированного фторопласта марки Ф-4РМ20 с алмазоподобным покрытием толщиной 5 нм и алмазоподобным покрытием, содержащим наноразмерные частицы серебра, однотипны и характеризуются формированием грануляционной ткани с последующим образованием фиброзной ткани на 60-е сутки эксперимента.

2. Проведенное экспериментальное исследование показывает перспективность использования в микроотохирургии объемной и поверхностной модификации фторопласта Ф-4, обеспечивающей высокую биосовместимость, стабильность его формы и звукопроводимость без существенного изменения размеров и массы протезов.