Применение полимеров в сердечно-сосудистой хирургии

Размещено на http://www.allbest.ru/

ВВЕДЕНИЕ

Начало операций на сосудах, а затем на сердце как органах, требующих полноценного восстановления их пораженных отделов, явилось толчком для поиска необходимых заменителей. Первой областью хирургии, где возник этот вопрос, стала сосудистая хирургия.

Первоначально естественным было стремление хирургов использовать для этих целей ткани самого больного. Первыми эксплантатами были аутососуды, то есть участки сосудов, взятые у самого больного. Однако возможность их использования оказалась очень ограниченной. Это могла быть, например, большая подкожная вена при замещении пораженного участка бедренной артерии. Поэтому очень скоро начались работы по изучению возможности использования для целей пластики аллотрансплантатов (гомотрансплантатов, по старой терминологии), то есть сосудов, взятых от трупов.

Применение аллотрансплантатов потребовало разработки методов их сохранения. Были разработаны методы сохранения гомотрансплантатов в растворе антибиотиков, методы замораживания, лиофилизации. Однако при анализе результатов их пятилетнего применения было показано, что использование гомотрансплантатов в виде сосудистых протезов приводит к тому, что в организме реципиента они подвергаются значительным изменениям, замещаясь соединительной тканью. Эта соединительнотканная трубка, функционирующая в условиях пульсирующего кровотока, подвергается растяжению, образуя аневризмы, вплоть до их разрыва. Таким образом, отсутствие надежного протеза сосуда заставило обратиться к изучению нового класса химических веществ - полимеров - в целях их потенциального применения при создании протезов.

Полимеры - это высокомолекулярные соединения, возможность модификации которых очень высока и практически не ограничена. Но главным свойством, важным для медицины, является их высокая химическая инертность, которая соответствует высокой биологической инертности.

При использовании пластин из полиметилметакрилата реакция на его имплантацию была минимальной [1]. Первые попытки изучения сосудистых протезов из полимерных материалов относятся к 1947 г. [14]. В первые секунды после пуска кровотока на внутренней поверхности протеза начинают откладываться белки плазмы и тромбоциты, впоследствии образуется полноценный пристеночный тромб, состоящий из всех входящих в него элементов (фибрин, тромбоциты, эритроциты, лейкоциты), так называемая фибринозная капсула. При этом, как показали экспериментальные исследования и клинический опыт, размеры тромба лишь в какой-то степени могут медикаментозно регулироваться воздействием на этот процесс. В определенном числе случаев образование пристеночного тромба заканчивается полным закрытием просвета, то есть образует обтурирующий тромб.

На основании накопленного опыта определен ряд факторов, способствующих сохранению просвета сосуда, то есть ограничивающих рост пристеночных тромботических масс.

Во-первых, установлено, что при протезировании аорты и ее крупных ветвей функция протеза в подавляющем большинстве случаев сохраняется. Это связано с благоприятными условиями мощного потока крови. Во-вторых, функционированию протеза способствует сохранность дистальных сосудов ниже протеза, И наконец, применение препаратов, снижающих общую свертываемость крови, в первую очередь такого известного антикоагу­лянта, как гепарин. Б дальнейшем фибринозная капсула должна замещаться постоянной фиброзной - соединительнотканной. При изучении этого процесса, выявлено, что в данном случае начинает играть роль конструкция искусственного материала.

Были определены три основные группы волокон: полиамидные, полиэфирные и политетрафторэтиленовые.

Первая группа - полиамидные волокна - оказалась наименее стойкой в среде организма. Эти волокна в течение трех лет подвергались деструкции. Две остальные группы были устойчивыми в организме в течение десяти и более лет. Они были и до сих пор остаются наиболее широко используемыми для изготовления сосудистых протезов. Однако, несмотря на развитие этой проблемы как в клиническом, так и в производственном направлениях, накопленный клинический опыт показал, что длительное функционирование протезов имеет место лишь при протезировании аорты и се крупных ветвей. Что же касается артерий более мелкого калибра (диаметр 6 мм и меньше), а также вен, то в этих случаях подавляющее большинство протезов тромбируется на ранних сроках после операции, особенно при бедренно-тибиалыюм шунтировании. При пластике вен (в частности портальных или портокавальных анастомозов) данные о функционировании протеза очень немногочисленны. Все это заставило направить многочисленные исследования на поиск путей, которые позволили бы так модифицировать синтетические протезы, чтобы сохранить их функцию в любых условиях протезирования.

1. НОВЫЕ ТЕХНОЛОГИИ В СЕРДЕЧНО-СОСУДИСТОЙ ХИРУРГИИ

В рамках первого раздела кафедрой совместно с НПО «Башбиомед» был разработан хирургический шовный материал с пролонгированным антимикробным действием. Бесспорным достоинством этой нити явилась способность создавать вокруг себя поле высокой концентрации антибиотика в течение 8-12 дней. В результате применения этого шовного материала частота нагноений снизилась в несколько раз: в абдоминальной хирургии с 8 до 2%, а в сердечно-сосудистой с 5,1 до 1,1%. Производство этого шовного материала, в том числе и атравматических игл, сегодня является промышленным, а сам материал успешно используется хирургами не только Башкортостана, но и соседних регионов.

Идея имплантационного метода профилактики гнойно-септических осложнений получила практическое воплощение в операциях протезирования клапанов сердца. На кафедре разработаны и обоснованы новые способы придания текстильным материалам, применяемым в кардиохирургии, пролонгированных антибактериальных свойств. Так, тек-стильный материал, применяемый в виде заплат или прокладок, получали путем импрегнации вязаной капроновой заготовки или медицинского фетра в насыщенном растворе спирторастворимых антибиотиков или их смеси и покрытия биополимерной оболочкой, которая депонирует, продлевает и усиливает противомикробное действие.

В связи с риском досадных и неоправданных гнойных осложнений при стерното-мии, являющейся основным хирургическим доступом к сердцу в условиях искусственного кровообращения, был предложен новый метод профилактики на основе композитной смеси антибиотика и оксиметилурацила. За основу взят медицинский биодиструктируе-мый полимер, синтезированный в Институте химии Башкирского научного центра УРО АН СССР в 1980 г. Присутствие в составе полимера 3-метакрилкарбоксисульфолана придает ему бактерицидные свойства, которые значительно усиливаются присутствием антибиотиков. Процесс приготовления композитного материала прост, не требует значительного времени, готовится непосредственно во время операции. Полученную от смешивания 5% раствора биополимера в ацетоне и порошкообразных антибиотика и оксиметацила в пропорции 1:1 помещают (или втирают) в виде полосок между краями грудины, рассеченной в начале операции, грудину стягивают. Частота осложнений снизилась с 16 до 9,6%, причём, остеомиелит грудины возникал в 10 раз реже.

С целью санации очагов инфекции в сердце при инфекционном эндокардите в клинике госпитальной хирургии БГМУ разработан способ получения малорастворимой комплексной соли антибиотиков цефалоспорино-вого ряда (цефазолин, цефоперазон), которая легко фиксируется на манжете искусственного клапана сердца и обладает в 1200 раз меньшей растворимостью, чем нативный порошок. После прошивания фиксирующими лигатурами манжета клапана пропитывается раствором 1% метиленового синего при шаге иглы 5-6 мм и вслед за этим антибиотиком. В результате в манжете искусственного клапана сердца образуется депо антибактериальных агентов. За счёт низкой растворимости полученная соль удерживается в тканях до 7 суток, сохраняя первоначальные физико-

механические и атромбогенные свойства манжеты протеза, а также создавая антибактериальную защиту в период наиболее вероятной инвазии микроорганизмов (во время операции и в раннем послеоперационном периоде).

Большая роль в решении проблемы профилактики гнойно-септических осложнений в хирургии, в том числе и сердечнососудистой, принадлежит созданному в результате совместных исследований ученых кафедр госпитальной хирургии и фармакологии БГМУ и Института органической химии Уфимского научного центра РАН новому синтетическому препарату Иммурег - стимулятору иммунитета и регенерации. Это не только эффективный стимулятор иммунитета, но и препарат, повышающий эффективность антибиотиков, обладающий антитоксическим, анаболическим, противовоспалительным действиями. Исследования, проведенные в ряде клиник России, показали, что Иммурег вызывает улучшение состояния у 92% больных, особенно в сочетании с антибиотиками. В кардиохирургии этот препарат назначается в пред- и послеоперационном периоде, чаще больным, у которых велик риск гнойно-септических осложнений. Разрешено и освоено промышленное производство препарата.

Одной из серьёзных разработок клиники госпитальной хирургии является создание и внедрение в практику нового синтетического сосудистого протеза «Абактолат ПААГ» -протез атромбогенный, антибактериальный, герметичный с заданными комплексными свойствами, снижающими процент или полностью исключающими гнойные осложнения. При применении нового сосудистого протеза в клинике не возникло ни одного случая нагноения эксплантата. Частота раневых осложнений уменьшилась до 2,17%.

Проблема сосудистых заболеваний головного мозга за многие десятилетия не потеряла своей актуальности и социально-экономической значимости, что в первую очередь обусловлено высоким уровнем летальности и инвалидизации среди пациентов, перенесших острое нарушение мозгового кровообращения. В этой связи ярко высвечивается необходимость оптимизации первичной и вторичной профилактики этого заболевания у больных стенозирующими заболеваниями ветвей дуги аорты. К поискам новых эффективных методов хирургического предупреждения ишемического инсульта нас вывела статистика: по данным регистра инсульта в г. Уфе заболеваемость в популяции составляет 2,13 - 3,84%, смертность -1,21%, а летальность в среднем 43,2%. За период с 2001 по 2003 гг. в Уфе зарегистрирован 2291 случай острого нарушения мозгового кровообращения, из которых 1792 (72%) носили ишемиче-ский характер. В результате исследований и операций был разработан способ каротидной эндартерэктомии с У-образной артериотомией общей сонной артерии с переходом на наружную и внутреннюю сонные артерии и последующей пластикой заплатой У-образной формы. Вместе с тем экспериментально и клинически решались вопросы интраоперационной защиты головного мозга при выполнении этих операций. Был разработан и внедрен в практику новый метод церебральной интраопера-ционной протекции, основанный на применении никотинамида. Его введение предупреждает развитие тяжелых нарушений метаболизма в мозге, связанных с активацией процессов свободнорадикального окисления, активизирует работу систем энергетического обмена в клетке, способствуя тем самым сохранению энергетического статуса клетки.

Важным блоком разработки и внедрения новых технологий стали работы по подбору частоты импульсов электрокардиостимулятора больным с полной атриовентрику-лярной блокадой. Их целью было улучшение результатов хирургического лечения этого контингента больных, снижение степени сердечной недостаточности путем выбора оптимальных параметров электростимуляции с учётом изменений центральной и периферической гемодинамики, функции эндотелия сосудов. Разработано два способа определения первоначальной частоты кардиостимулятора, один из которых основан на уровне венозного давления, другой - на длительности существования у больного атриовентрикуляр-ной блокады, причём в последнем случае контроль гемодинамики и уровня степени хронической сердечной недостаточности определяется некровавым способом с помощью гемо-анализатора "Кентавр".

За последние 5 лет установлено 1056 одно-, двух- и трехкамерных электрокардиостимуляторов отечественного и импортного производства, в том числе детям первого года жизни.

Перспективно развивается хирургическое лечение тахиаритмий, проводятся исследования больных на станции ЭФИ (электрофизиологические исследования). Выполнено

более 100 операций с хорошими ближайшими результатами.

В 1998 г. в госпитальной хирургической клинике была выполнена первая операция прямой реваскуляризалии миокарда - аорто-коронарное шунтирование. С вводом в действие Башкирского республиканского центра сердечно-сосудистой хирургии эти операции стали выполняться регулярно как в условиях искусственного кровообращения, так и на работающем сердце. К настоящему времени выполнено более тысячи операций аортокоро-нарного и маммарно-коронарного шунтирования с установкой от одного до четырех шунтов, а также в комбинации у ряда больных с протезированием клапанов сердца и резекцией аневризм левого желудочка.

В клинике широко внедряются новые технологии эндоваскулярной хирургии.

Альтернативой прямой реваскуляриза-дии миокарда являются баллонная ангиопластика и стентирование коронарных артерий. При наличии показаний эти операции стали стандартом клиники. Всего выполнено 735 операций, в том числе 83 при остром коронарном синдроме.

Развивается эндоваскулярная хирургия врожденных пороков сердца - открытого артериального протока, дефекта межпредсерд-ной перегородки, стеноза устья легочной артерии, стеноза и коарктации аорты; выполняется процедура Рашкинда.

Все собственные научные разработки на кафедре защищены патентами Российской Федерации. Только за последние 15 лет получено 87 патентов на изобретения, причем 17 -по проблемам сердечно-сосудистой хирургии. Результаты разработки новых технологий легли в основу ряда диссертационных работ. В этот же период защищено 16 докторских и 44 кандидатские диссертации, опубликовано 1170 работ, в том числе 39 монографий.

Жизнь требует постоянного совершенствования диагностики и лечения сердечнососудистых заболеваний. Сегодня коллектив нашей кафедры решает эти проблемы, разрабатывая и внедряя новые хирургические технологии.

2. БИОПРОТЕЗЫ В СЕРДЕЧНО-СОСУДИСТОЙ ХИРУРГИИ

В структуре осложнений, особенно во втором и третьем пятилетии после операции, преобладающее место занимают первичные дисфункции, которые проявляются в двух клинико-морфологических формах. Наиболее частая форма связана с кальцификацией ксеногенного материала. Клинически она проявляется чистым или преобладающим стенозом.

Вторая форма проявляется, как правило, в третьем пятилетии функционирования протеза в виде недостаточности вследствие перфораций, разрывов или отрывов створок без кальцификации [2,8,9].

Для реконструктивной хирургии артерий на первом этапе были разработаны биопротезы из аллогенных артерий и вен, консервированные глута-ральдегидом [4]. 17 больным были имплантированы аллоартериальные биопротезы, 15--алловенозные. Все они были использованы для бедренно-прокси-мально-подколенных реконструкций. Результаты операций были признаны неудовлетворительными, так как к концу первого года ни один аллоартериаль-ный биопротез не функционировал, а большинство алловенозных также были тромбированы (рис. 1). Неудовлетворительный опыт, накопленный на первом этапе работы, заставил нас пересмотреть подходы к изготовлению и клиническому применению биопротезов клапанов сердца и кровеносных сосудов.

Известно, что кальцификация биопротезов клапанов сердца чаще развивается у молодых больных [6]. За рубежом биопротезы считаются противопоказанными пациентам моложе 60 лет [10]. Мы также отказались от имплантации биопротезов больным молодого возраста, но наша возрастная планка была поднята до 40 лет [2].

Однако наибольшие изменения в процессе эволюции наших взглядов претерпел сам биопротез [3].

Серьезные конструкторские разработки позволили создать две новые модели гибких опорных каркасов. Экспериментальные исследования показали, что применение этих моделей позволяет снизить механическую нагрузку на комиссуры и купол створки за счет осевых и радиальных перемещений стоек.

Большое внимание уделяли также оптимизации технологии консервации биопротеза. Было установлено, что обработка в потоке 0,625% раствора глутаральдегида обеспечивает максимальное насыщение ткани консервантом и, соответственно, наиболее эффективную сшивку коллагена.

Сочетанное использование симметричного опорного каркаса и консервации в потоке приводит к значительному улучшению гидродинамических характеристик биопротеза. В этом случае эффективная гидравлическая площадь приближается к анатомической за счет синхронной работы и повы-шения пластичности створчатого аппарата.

Это поколение биопротезов начали применять с 1984 г. Отдаленные результаты прослежены до 13 лет у 113 больных, составивших вторую группу. Средний возраст больных--40,2+0,9 лет. Средний функциональный класс по NYHA -- 3,66.

Выживаемость больных в этой группе к 10 годам составила 95% (рис. 2). Столь высокий показатель объясняется своевременностью выполнения повторных операций и более низкой по сравнению с первой группой частотой развития специфических осложнений -- 79%> к 10-му году после операции. Показатель отсутствия первичных дисфункций также был существенно выше, чем в первой группе, и составил 85% к 10-му году.

Однако эти результаты также нельзя признать удовлетворительными -- в основном в связи с необходимостью возрастных ограничений для имплантации биопротезов. Сегодня весь мир признает, что первичные дисфункции -- главный лимитирующий фактор в применении биопротезов [7,11]. Однако все видят выход лишь в неуклонном подъеме возрастной планки. Мы же избрали другой путь--путь совершенствования биопротезов.

Рис. 1. Актуарное отсутствие тромбозов биопротезов из аллогенных артерий (А) и аллогенных вен (В) в сроки до 12 месяцев после операции (р=0,001)

На основании результатов экспериментальных исследований была разработана и внедрена оригинальная технология стадийной модификации биопротезов [3].

В основе этой технологии лежит первоначальная консервация глутаровым альдегидом, вследствие чего происходит образование поперечных связей в коллагене и денатурация протеогликанов (рис. 3). Затем с помощью протеолитического фермента па-паина удаляют протеогликаны, а на освободившиеся реакционные группы коллагена иммобилизуют дифосфонат, профилактирующий кристаллизацию гидроксиапатита.

Рис. 2. Актуарные показатели выживаемости больных (1), отсутствия специфических осложнений (3) и первичных дисфункций (2) после биопротезирования митрального клапана в сроки до 10 лет (вторая группа)

Рис. 3. Изменения в глутаральдегид-обработанной ткани в результате стадийной модификации папаином, дифосфонатами и гепарином. ПС - поперечная связь; ДПГ - денатурированный протеогликан

Заключительный этап--формирование искусственного протеогликанового геля на основе альбумина и гепарина, препятствующего смешиванию ионов кальция и фосфата в пара-фибриллярном пространстве.

Для сосудистых протезов проблема кальцифи-кации не столь актуальна, как проблема тромбообразования. Поэтому при обработке биопротезов из вены пупочного канатика человека исключили стадию иммобилизации дифосфонатов, тогда как в остальном технология консервации была аналогичной [4].

Биопротезы из вены пупочного канатика человека, консервированные с использованием папаина и гепарина, были имплантированы 10 больным в бедренно-проксимально-подколенную и 10 больным -- в бедренно-дистально-подколенную позицию.

В целом пятилетние клинические результаты были оценены как неудовлетворительные. К концу первого года в бедренно-дистально-подколеннной позиции функционировал лишь один биопротез (рис. 4). В бедренно-проксимально-подколенной оставались проходимыми 40% шунтов, однако к пятилетнему сроку и в этой позиции 80%> биопротезов были тромбированы.

Значительно более хорошие результаты были получены при клинической апробации биопротезов клапанов сердца «Биопакс-1». В основе этой модели также лежит «сэндвичевая» структура, полученная при стадийной модификации биоматериала.

Биопротезы «Биопакс-1» были имплантированы в митральную позицию 18 больным, средний возраст которых составил 31,2±1,5 лет. Максимальные сроки наблюдения составили 10 лет, средние -- 7,8+0,2 года. До сих пор в этой группе не наблюдали ни одного случая первичных дисфункций, хотя по возрастному критерию эта группа близка к первой.

Однако в эксперименте было показано, что при стадийной технологии обработки сохраняется потенциальная способность глутаральдегид-обработанной ткани к связыванию кальция [3]. Эта способность проявляется на модели ускоренной каль-цификации при больших сроках имплантации. Даже насыщение имплантата огромным количеством полимерного дифосфоната не предотвращает накопления кальция, хотя и в небольших количествах.

Проведенные исследования доказали, что причиной патологической кальцификации биопротезов является сам глутаровый альдегид [5]. Химическая структура этого консерванта и в особенности образуемые им связи с коллагеном имеют повышенное сродство к кальцию. Исходя из этого, мы сочли перспективной замену основного консерванта--глу-таральдегида--на диэпоксид. Эпоксисоединения по своим свойствам существенно отличаются от глутаральдегида благодаря принципиальным отличиям в строении реакционных групп и соответственно связей, образуемых с коллагеном.

Диэпоксид, по данным аминокислотного анализа, превосходит глутаральдегид по суммарной плотности поперечной сшивки коллагена. Диэпок-сиобработанная ткань в модельных экспериментах in vivo и in vitro демонстрирует абсолютную резистентность к кальцификации. Кроме того, диэпоксид придает имплантатам высокую тромборезистент ность, за счет изменения целого ряда свойств поверхности. Такие протезы по пластичности не отличаются от нативного биоматериала, что благоприятно сказывается на их гидродинамических характеристиках. В то же время ткань, консервированная диэпоксидом, обладает высокой прочностью.

Комплекс проведенных исследований привел к созданию биопротеза НеоКор, в основе которого лежит консервация диэпоксидом. Первый клапан этой модели был имплантирован в 1991 г.

Всего за последние 7 лет имплантирован 51 биопротез НеоКор, в том числе 32--в митральную позицию. До настоящего времени не выявлено ни одного случая первичных дисфункций, все биопротезы структурно стабильны и гемодинамически адекватны. Более того, по гемодинамическим показателям эпоксиобработанные биопротезы выгодно отличаются от консервированных глутаральдегидом [1]. Из осложнений в этой группе наблюдали одну нефатальную тромбоэмболию в сосуды головного мозга, связанную с отказом больного от антикоагулянтов в раннем послеоперационном периоде, и два случая инфекционного эндокардита (один из них -- эндокардит наркомана).

Хорошие клинические результаты были получены и при имплантации эпоксиобработанных сосудистых биопротезов из внутренней грудной артерии крупного рогатого скота. Для повышения тром-

борезистентности на внутреннюю поверхность этих сосудов дополнительно иммобилизован гепарин [4]. Такие протезы применяют в клинике Кемеровского кардиологического центра в течение четырех лет.

Наибольшее количество ксеногенных артерий (146) было использовано для реконструкции инфраингвинальных артерий. Актуарная проходимость бедренно-проксимально-подколенных шунтов к четырем годам составляет 80%, бедренно-дистально-подколенных и бедренно-берцовых -- 50% (рис. 5).

После тщательного анализа полученных результатов мы полностью отказались от глутарово-го альдегида в практике производства биопротезов.

Конечно, делать окончательные выводы еще рано, но мы считаем, что сегодня эпоксисоедине-ния являются оптимальными консервантами. Они помогли нам решить проблему кальцификации биопротезов клапанов сердца и существенно снизить тромбогенность сосудистых заменителей.

На пути дальнейшего совершенствования биопротезов остается нерешенным ряд проблем, например инфекционное поражение биопротезов и протезирование элементов сердечно-сосудистой системы на фоне инфекционных процессов. Решению этой проблемы посвящены основные исследования, проводимые в настоящее время в Кемеровском кардиологическом центре [12].

3. ИМПЛАНТАЦИОННЫЕ ТЕСТЫ ОТЕЧЕСТВЕННОГО ПОЛИЭФИРНОГО МАТЕРИАЛА ДЛЯ ПОДДЕРЖИВАЮЩЕГО УСТРОЙСТВА ЖЕЛУДОЧКОВ СЕРДЦА. ДАННЫЕ МОРФОЛОГИЧЕСКОГО ИССЛЕДОВАНИЯ

При создании так называемых «поддерживающих устройств» для наружной вентрикулопластики использовались различные полимерные (полипропилен, полиэфир) и металлические материалы [1, 2, 3, 4]. Oh J. Н. et al. одними из первых успешно применили поддерживающее устройство из полипропиленовой сетки («Марлекс») в эксперименте [1]. Однако наиболее известным и успешно применяемым устройством является поддерживающее устройство сердца из полиэфирного волокна ("CorCap™ Cardiac Support Device", Acorn cardiovascular, Inc.) [4].

Усилиями нескольких предприятий и учреждений в Республике Беларусь из отечественного полиэфирного волокна созданы материал и на его основе поддерживающее устройство желудочков сердца (ПУЖС), проведены экспериментальные работы по изучению механических и имплантационных свойств устройства [5, 6]. Полиэфирное волокно, использованное для изготовления материала, является техническим и в медицинском имплантате применялось впервые, что потребовало разработки нового технологического процесса его очистки и, в дальнейшем, всестороннего изучения влияния материа-

ла на ткани живого организма. Очистка материала включала стирку, полоскание, сушку, отлеживание в строго определенных режимах. После чего проводилась термическая стабилизация трикотажного полотна, кипячение в дистиллированной воде и горячее экстрагирование в спирто-эфирной смеси. Предварительные результаты морфологических исследований после экспериментальных имплантаций устройства в условиях, максимально приближенных к клиническим, показали необходимость изолированного изучения имплантационных свойств и биосовместимости полиэфирного материала.

Участки полиэфирного материала (толщина 0,4 мм, диаметр 0,8-0,9 см, площадь 2-2,5 см2, масса 10 мг) и идентичные участки материала с полипарак-силиленовым (ППК, парилен) покрытием раздельно упаковывались в двойную бумажно-пленочную упаковку блистерного типа. Стерилизационная обработка устройств проводилась радиационным способом на у-установке «УГУ-420» с источником у-излучения Со60. Энергия у-излучения в рабочей камере --1,25 МэВ. Доза обработки составляла 25 кГр при мощности дозы облучения 1,3 Гр/сек. ППК известен как полимер, обладающий определенной биосовместимостью и биоинертностью, что послужило основанием к его применению как покрытия хирургических нитей, инструментов, катетеров, датчиков, имплантатов, канюль, стимуляторов [7, 8]. Полимер имеет достаточную стойкость при стерилизации в паровом автоклаве и гамма-излучением [9, 10, 11, 12, 13]. В нашей работе нанесение ППК-покрытия выполнялось в установке на основе вакуумного универсального поста ВУП-4. Толщина покрытия составила 20 мкм.

С целью изучения морфологических процессов, происходящих вокруг полимерного материала, оценки местных клеточных и тканевых реакций организма нами были выполнены серии имплантационных тестов экспериментальным животным. Также с целью проверки гипотезы, что ППК покрытие улучшает биосовместимость полиэфирного материала, были выполнены аналогичные имплантационные тесты полиэфирного материала с париленовым покрытием.

Для проведения имплантационных тестов использовались белые беспородные крысы (самки) в возрасте 19-21 недель с начальной массой 133,06+1,95 г. Животные были разделены на группы в зависимости от срока наблюдения. Каждая группа включала 3 подгруппы по 7 особей. Сроки наблюдения составили: 3 суток, 7 суток, 21 сутки, 1, 2, 6 и 9 мес. Первую подгруппу составили животные с имплантированным полиэфирным материалом, вторую - животные, которым имплантировали полиэфирный материал с ППК-покрытием, третью -животные с операцией без имплантации материала (контрольная группа). Операции проводились с использованием общей анестезии, соблюдением правил асептики и антисептики. Выполнялся разрез депилированной кожи длиной 1 см. Материал имплантировался в мышечную ткань наружной поверхности бедра на глубину 2-3 мм. Выведение животных из эксперимента проводилось под общей анестезией методом декапитации.

Морфологическая картина внутренних органов животных всех групп и подгрупп была однотипной.

Гистологически стенка сердца была представлена эндокардом, миокардом и перикардом. Эндокард определялся в виде тонкой прослойки рыхлой соединительной ткани, покрытой эндотелием. Миокард был представлен кардиомиоцитами, формирующими функциональные цепочки, сосуды миокарда полнокровны. Перикард был представлен тонким листком рыхлой соединительной ткани, покрытой мезотелием.

Печень на разрезе имела дольчатое строение. Микроскопически границы печеночных долек дифференцировались слабо, триады располагались по периферии, в центре определялись слегка расширенные, заполненные кровью центральные вены. Балочное строение органа прослеживалось четко, между балками располагались синусоидные гемокапилляры.

Селезенка снаружи покрыта соединительнотканной капсулой, от которой внутрь отходили тра-бекулы. Белая и красная пульпа хорошо дифференцировалась. Выявлялись лимфатические фолликулы без реактивных центров. Красная пульпа была слегка полнокровна.

Дифференцировка почек на кору и мозговое вещество хорошо выражена, граница между ними прослеживается четко, почечные тельца, проксимальные, дистальные канальцы обычного строения. В кровеносных сосудах коркового вещества отмечались нарушения кровообращения в виде полнокровия. Надпочечники определялись по верхним полюсам почек в виде мелких образований листовидной формы. Микроскопически кора и мозговое вещество хорошо дифференцировались. В корковом веществе хорошо определялись клу-бочковый, пучковый и сетчатый слои.

Легкие на разрезе имели губчатое строение. Микроскопически хорошо выявлялись сегментарные и терминальные бронхи, альвеолы обычного строения. В мелких кровеносных сосудах определялось полнокровие.

Яичники были представлены образованиями овальной формы, снаружи покрытые соединительно-тканной оболочкой. Деление на кору и мозговое вещество выражено хорошо. В коре определялись примордиальные и первичные фолликулы, белые тела, мозговое вещество было представлено кровеносными сосудами и рыхлой волокнистой соединительной тканью.

Через 3 суток в первой подгруппе животных в месте имплантации отмечались явления экссудативноговоспаления: выраженная инфильтрация по периферии имплантата нейтрофильными лейкоцитами и макрофагами с отложением фибрина, очаговыми кровоизлияниями не только по периферии имплантата, но и в окружающей мышечной ткани (рис. 2). Во второй подгруппе крыс мышечная ткань в месте имплантации характеризовалась экссудативно-альтеративными изменениями в виде кровоизлияний, отложений фибрина, воспалительного инфильтрата как по периферии имплантата, так и в строме поперечно-полосатой мышцы. В мышечных волокнах определялась слабовыраженная гидропическая дистрофия (рис. 3). В мышечной ткани животных третьей подгруппы в месте операции наблюдались экссудативно-альтеративные изменения, соответствующие изменениям в первой и второй подгруппах, однако выраженность изменений была слабее.

На 7-е сутки наблюдения в мышечной ткани животных первой подгруппы в месте имплантации наряду с альтеративно-экссудативными изменениями появлялись разрастания грануляционной ткани с признаками ее созревания и очаговое прорастание соединительнотканных волокон через поры синтетического материала (рис. 4). По периферии грануляций среди гистиоцитов, фиброцитов и фибробластов определялись гигантские многоядерные клетки (рис. 5). У животных второй подгруппы морфологическая картина места имплантации не отличалась от таковой в первой подгруппе. В третьей подгруппе животных в месте операции наблюдались экссудативно-альтеративные изменения и разрастание грануляционной ткани, соответствующие изменениям в первой и второй подгруппах.

На 21 сутки наблюдения у крыс первой подгруппы в месте имплантации формировалась созревающая грануляционная ткань, представленная тонкими пучками коллагеновых волокон и кровеносными сосудами. В воспалительном инфильтрате выявлялось небольшое количество лимфоцитов и гистиоцитов, гигантоклеточная реакция отсутствовала. Отмечались явления слабовыра-женного отека. Мышечная ткань по периферии имплантата характеризовалась обычными органотипическими признаками строения. У животных второй подгруппы в месте имплантации формировалась созревающая грануляционная ткань с явлениями отека и слабовыраженной лимфогистиоцитарной инфильтрацией, гигантоклеточная реакция также отсутствовала. Расположенная по периферии мышечная ткань сохраняла обычные признаки строения (рис. 6). У третьей подгруппы экспериментальных животных в месте операции формировалась более зрелая грануляционная ткань, представленная толстыми пучками коллагеновых волокон с небольшим количеством кровеносных сосудов, воспалительная инфильтрация практически отсутствовала.

На 30-е сутки наблюдения в первой подгруппе животных в мышечной ткани по периферии имплантата формировалась тонкая прослойка фиброзной ткани, представленной пучками соединительно-тканных волокон с расположенными между ними фибробласта-ми и фиброцитами. Соединительно-тканные волокна

Рис. 2. Инфильтрация нейтрофильными лейкоцитами и макрофагами с отложением фибрина и очаговыми кровоизлияниями по периферии имплантата. 3-й сутки. Гематоксилин-эозин хЮО

Рис. 3. Кровоизлияния, отложения фибрина, воспалительный инфильтрат по периферии имплантата

Вторая подгруппа. 3-й сутки наблюдения. Гематоксилин-эозин х400 прорастали через поры синтетического материала. Расположенная по периферии мышечная ткань сохраняла обычные органотипические черты строения (рис. 7). Во второй подгруппе особенности тканевой реакции на имплантат и состояние периферической мышечной ткани не отличались от таковых в первой. В третьей подгруппе животных в месте ложной операции формировалась нежная фиброзная ткань, состоящая из пучков коллагеновых волокон с небольшим количеством кровеносных сосудов и умеренного количества фибробластов и фиброцитов.

На 60-е сутки наблюдения в первой и второй подгруппах животных морфологические изменения в месте операции были однотипны. По периферии имплантата формировалась тонкая прослойка соединительной ткани, волокна которой врастали в поры синтетического материала. Воспалительная инфильтрация отсутствовала. Мышечная ткань, прилежащая к имплантату, характеризовалась обычным строением (рис. 8).

Рис. 4. Грануляционная ткань с признаками созревания и прорастание соединительно-тканных волокон через поры синтетического материала. 7-е сутки наблюдения. Гематоксилин-эозин х400

Рис. 6. Формирование созревающей грануляционной ткани. Вторая подгруппа. 21-е сутки наблюдения. Гематоксилин-эозин хЮО

Рис. 5. Гигантские многоядерные клетки среди гистиоцитов, фиброцитов и фибробластов. 7-е сутки наблюдения. Гематоксилин-эозин х400

Рис. 7. Прорастание соединительно-тканных волокон через поры синтетического материала. Первая экспериментальная группа. 30-е сутки наблюдения. Гематоксилин-эозин хЮО

В мышечных волокнах хорошо определялись миофибриллы, ядра располагались по периферии, четко дифференцировались эндо- и перимизий (рис. 9). У животных третьей подгруппы в месте операции формировался слабозаметный соединительно-тканный рубчик.

Через 6 месяцев после операции у крыс первой и второй подгрупп по периферии имплантата определялась прослойка соединительной ткани, волокна которой врастали в поры синтетического материала. Клеточный ряд был представлен умеренным количеством фибробластов и фиброцитов. Воспалительная инфильтрация отсутствовала (рис. 10). В третьей подгруппе в месте операции выявлялись мелкие очаги слабовыраженного фиброза.

Через 9 месяцев морфологические изменения в первой и второй подгруппах в месте имплантата были однотипны и идентичные таковым в предыдущий срок наблюдения. Мышечная ткань по периферии имплантата характеризовалась обычным строением: отчетливоопределялись миофибриллы, ядра располагались по периферии, четко дифференцировались эндо- и перимизий (рис. 11).

Вследствие оптимальных физико-механических свойств имплантаты из полиэфирного (полиэтилен-терефталатного) волокна нашли широкое применение в сердечно-сосудистой хирургии, в частности для изготовления шовных материалов, протезов сосудов, манжет искусственных клапанов сердца и пр. [14, 15]. Достаточно хорошо освещены биоинертность и биосовместимость изделий из полиэфирного волокна [16].

Имплантационные тесты показали, что тканевые реакции мышечной ткани лабораторных животных в ответ на имплантацию полиэфирного материала и полиэфирного материала с ППК покрытием не отличаются и характеризуются типовыми патологическими процессами, проявляющимися экссудативно-альтеративными реакциями в виде явлений отека, слабо выраженной гидропической дистрофии и образовании воспалительного инфильтрата в ранние сроки наблюдения (до 7 суток). Образование созревающей грануляционной ткани в ответ на введение имплантата сопровождается ее прорастанием между порами искусственного материала и гигантоклеточной реакцией, что свидетельствует о проявлении секреторной функции макрофагов и стимуляции образования ими коллагеновых волокон с дальнейшим формированием тонкой прослойки соединительной ткани по периферии имплантата в поздние сроки наблюдения (21-180 сутки наблюдения).

Необходимо отметить, что отсутствовали патологические изменения в мышечной ткани, прилегающей к имплантату. Меньшая степень выраженности экссудативно-продуктивной тканевой реакции, более быстрое формирование фиброзной ткани у животных контрольной группы характеризует отсутствие инородного тела, каким является синтетический материал.

полимер биопротез сердце хирургия

Таким образом, результаты собственных исследований указывают на низкую вероятность развития грубого рубцового перипроцесса вокруг имплантата. Не было зафиксировано случаев инфекционно-воспалительных осложнений со стороны операционной раны. Изменения во внутренних органах в виде очагового полнокровия кровеносных сосудов, по-видимому, связаны со способом выведения животных из эксперимента (декапитация).

ВЫВОДЫ

1. Морфологические особенности течения тканевых реакций в ответ на имплантацию чистого полиэфирного материала и полиэфирного материала с полипараксилиленовым покрытием у лабораторных животных не отличаются и характеризуются альтеративно-продуктивными реакциями на ранних сроках наблюдения, а в поздние сроки наблюдается образование слабовыраженного фиброза по периферии имплантата.

2. Меньшая степень выраженности экссудативно-продуктивной тканевой реакции, более быстрое формирование фиброзной ткани у животных контрольной группы характеризует отсутствие инородного тела, каким является синтетический материал.

3. Отечественный полиэфирный материал обладает биосовместимостью, необходимой для поддерживающего устройства желудочков сердца. тации в ткани брюшной стенки вызывают воспалительную реакцию, приводящую к формированию грубого рубца [11], который способствует сморщиванию эндопротеза [7] и нарушению биомеханических параметров брюшной стенки.

Перспективным направлением предупреждения этих осложнений является использование при герниопластике полимеров, отличающихся от полипропилена химическими и физико-механическими свойствами. Одним из таких полимеров является поливинилиденфторид (ПВДФ), который находит широкое применение в реконструктивно-восстановительной хирургии [3-6, 9]. Исследования демонстрируют, что ПВДФ, как и полипропилен, обладает биорезистентностью, прочностью и устойчивостью к инфицированию, превосходя последний по эластичности.

Еще одной особенностью полимера ПВДФ является возможность нанесения на его поверхность покрытия из линейно-цепочечного углерода-карбина [1]. В настоящее время известно, что карбин, нанесенный на полимерные материалы, позволяет существенно увеличить биосовместимые свойства хирургических шовных материалов [2]. Результатом многолетней работы сотрудников лаборатории ООО «Линтекс» г. Санкт-Петербург и кафедры оперативной хирургии и топографической анатомии Курского госумедуниверситета стало создание сетчатого эндо-протеза на основе ПВДФ с карбиновым покрытием (ПВДФ-К).

Цель исследования -- экспериментальное обоснование возможности применения сетчатых эндопротезов на основе ПВДФ-К для улучшения непосредственных и отдаленных результатов герниопластики.

Материалы и методы. Эксперименты были проведены на 60 кроликах породы «Шиншилла»: две серии экспериментов (по 30 особей в каждой), которые заключались в сравнении биосовместимости широко применяемых в герниологии полимерных эндопротезов «Эсфил» из полипропиленовых мононитей производства ООО «Линтекс» г. Санкт-Петербург и новых экспериментальных эндопротезов ПВДФ-К. Все изучаемые материалы имели одинаковые структуру и толщину волокна. Для изучения биосовместимости эти материалы имплантировались в ткани передней брюшной стенки животных в положении on-lay и фиксировались одноименным шовным материалом (соответственно полипропиленовой и ПВДФ-К мононитями), размером 3/0.

Животных из эксперимента выводили путем передозировки средств для наркоза на сроках 3, 7, 14 суток, 1, 2 и 5 месяцев с момента операции. Все манипуляции на животных проводились в соответствии с «Конвенцией по защите животных, используемых в эксперименте и других научных целях», принятой Советом Европы в 1986 г. При морфологическом исследовании полуколичественно оценивали выраженность и состав воспалительных инфильтратов, состав и степень зрелости грануляционной ткани, распространенность и выраженность фиброзных изменений. Помимо общеморфологического исследования, выполнялась морфометрическая оценка удельной доли коллагеновых волокон, клеточных элементов, кровеносных сосудов, участков дезорганизованной соединительной ткани с использованием полуавтоматического компьютерного анализа изображений. Количественные данные регистрировались и статистически обрабатывались средствами «MS Excel 2003» и статистических программ с определением средних величин, их ошибок, критерия t Стьюдента. Были использованы методы корреляционного анализа.

Результаты исследований. На 3 сутки после имплантации эндопротеза «Эсфил» были выявлены острые воспалительные изменения, связанные, прежде всего, с операционной травмой. Вокруг нитей эндопротеза формировались крупные очаги лейкоцитарной инфильтрации, скоплений фибринозного экссудата, отека соединительной ткани, дилатации и полнокровия кровеносных сосудов. Пучки коллагеновых волокон и отдельные коллагеновые волокна подвергались дезорганизации, в клеточных инфильтратах наряду с нейтрофильными элементами присутствовали эозинофилы. Эти изменения сохранялись и на 7 сутки после операции, когда наряду с экссудативными изменениями выявлялись начальные признаки формирования грануляционной ткани.

4. ХИРУРГИЧЕСКАЯ АНАТОМИЯ ТРИКУСПИДАЛЬНОГО КЛАПАНА

Оценка топографической пространственной анатомии трикуспидального клапана в сочетании с геометрией правого желудочка (ПЖ) является актуальной и в то же время сложной задачей [15]. В литературе часто встречаются различные описания структур ТК, что связано, в первую очередь, с отсутствием четких определений анатомических зон и использованием различной терминологии при описании морфологических особенностей ТК [5, 6, 8, 10, 11]. Существующие в литературе различия в определениях и описании хорд ТК затрудняют понимание и воспроизводимость описываемых реконструктивных методик хирургических вмешательств [5]. Хотя известно, что ТК имеет три створки [16], однако в различных публикациях, включая учебники анатомии, оговаривается, что число створок может изменяться или же между основными створками могут быть расположены дополнительные [13, 14, 17]. В частности, можно найти сообщения, что ТК имеет от 2 до 5 створок [13]. Причина различных толкований строения ТК - нехватка точных анатомических ориентиров для идентификации его структур, в первую очередь комиссураль-ных зон. Описаны две классификации хорд ТК. Классификация J. Tandler разделяет хорды и трехстворчатого и митрального клапанов (МК) на три группы в зависимости от их места прикрепления [17]. Эта классификация проста, но не удовлетворительна, так как не подчеркивает морфологические различия между хордами, не связывает место их прикрепления с их функцией. Классификация, предложенная M. Silver [12], дает ясное определение комиссур клапана и гребней его задней створки (ЗС), и, таким образом, помогает решать конкретные хирургические задачи, например, связанные с необходимостью использования ЗС ТК в качестве свободного трансплантата для реконструкции МК при обширном его поражении или использования частичного митрального гомографта для реконструкции ТК [8]. В связи с расширением спектра реконструктивных клапанных технологий в современной кардиохирургии возникает потребность в исследованиях анатомии трикуспидального клапана [3, 7]. Интраопера-ционная идентификация структур ТК представляет непростую задачу ввиду вариабельности строения створок и особенно его подклапанного аппарата [9]. Механизмы несостоятельности ТК определяются вариабельностью строения трикуспидально-правожелудочкового комплекса, поэтому для понимания механизмов трикус-пидальной недостаточности (ТН) при различной патологии ТК применение единого морфофун-кционального подхода позволит улучшить понимание проблемы и расширить спектр реконструктивных операций на ТК.

МАТЕРИАЛ И МЕТОДЫ

Изучена пространственная анатомия, исследованы хорды и папиллярные мышцы 60 нормальных трикуспидальных клапанов. Для исследования отбирались сердца умерших, не имевших клинических и эхокардиографических проявлений трикуспидальной регургитации. Сердца принадлежали 37 мужчинам и 23 женщинам, средний возраст которых составил 54ного бальзамирования [4], суть которого заключается в замене воды и липидов в биологических тканях на прозрачные полимеры и смолы. В результате этой обработки анатомические препараты приобретают новые уникальные свойства: 1) токсичные консерванты и другие вредные для здоровья вещества удаляются из органов вместе с водой; 2) удаление воды останавливает ферментативные реакции и развитие микроорганизмов, что предотвращает любые изменения в биологических тканях; 3) замещение воды на химически инертный полимер дает возможность хранить препараты на воздухе без повторной обработки консервантами и не требует использования специальных емкостей и герметичных контейнеров; 4) прочность и износостойкость пластинированных образцов значительно выше, чем у традиционных анатомических препаратов. Процесс полимерного бальзамирования начинается с фиксации биологического материала и заканчивается отверждением полимера внутри образца и длится от 2 до 4 мес. [4]. Исследование проводилось в 4 последовательных этапа: 1) изготовление препарата; 2) дегидратация и обезжиривание; 3) пропитывание жидким полимером; 4) полимеризация (отверждение полимера).

Правый желудочек рассекали по передней стенке (ПС) вдоль межжелудочковой перегородки (МЖП) от верхушки в направлении корня легочной артерии (ЛА), далее отступив от легочного корня 1 см в направлении кольца ТК. Передняя стенка ПЖ удалялась с оставлением передней группы папиллярных мышц ТК. Правое предсердие вскрывалось на 1 см от кольца ТК. Восстановление пространственных взаимоотношений трикуспидально-правожелу-дочкового комплекса проводилось с помощь пластинации препарированного сердца. В остальных случаях ПЖ вскрывался и ТК исследовался в развернутом виде после пересечения кольца. При исследовании проводились следующие измерения: 1) длина хорды от места ее отхождения до прикрепления (при делении хорды на несколько ветвей измерялось самое короткое расстояние между началом и прикреплением); 2) толщина хорды в средней ее части; 3) окружность открытого отверстия клапана; 4) высота каждой створки клапана от свободного края до основания в ее центре; 5) ширина каждой створки у основания; 6) высота утолщенной зоны в центре каждой створки, от свободного края до линии смыкания; 7) протяженность каждой комиссуры и расщелины как расстояния, измеренного по свободному краю

между двумя наиболее широко расположенными ветвями веерообразных хорд. Полученные данные регистрировались с помощью цифровой камеры.

Особенности строения хордального аппарата трикуспидального клапана

По современным представлениям, существует 5 морфологически отличных типов хорд ТК. В отличие от МК [2], из-за вариабельности строения подклапанного аппарата ТК точки прикрепления этих хорд варьируют. В ТК существуют два дополнительных типа хорд, не идентифицируемых в МК, это хорды свободного края и глубокие хорды. Таким образом, пять различных типов хорд прикрепляются к ТК: веерообразные, утолщенной зоны, базальные, свободного края и глубокие хорды.

Правый желудочек имеет трабекулярный слой. Основное отличие прикрепления подкла-панного аппарата ТК заключается в том, что весь его подклапанный аппарат прикрепляется именно к трабекулярному слою ПЖ. Хорды ТК - соединительнотканные нити различной длины. Они берут начало от верхушек папиллярных мышц или непосредственно от трабеку-лярного слоя ПЖ. Между хордами ТК существуют нитевидные соединения, что практически не наблюдается в структуре МК.

Морфология веерообразных хорд ТК представлена на рис. 1. Как и в митральном клапане, веерообразные хорды имеют главное значение для идентификации комиссур между створками ТК и расщелин между гребнями ЗС. Эти хорды прикрепляются к комиссуральным зонам между створками и к расщелинам ЗС (рис. 1, 5). Их морфологические характеристики представлены в табл. 1, 2. Ветви веерообразных хорд расположены радиально к свободному краю, но в некоторых случаях главный ствол хорды отклоняется в сторону от срединной линии.

Хорды утолщенной зоны

Эти хорды прикрепляются к «утолщенной зоне» со стороны желудочковой поверхности каждой створки. Каждая из них делится на три ветви (рис. 2). Одна ветвь прикрепляется к свободному краю створки, другая в месте перехода утолщенной зоны в свободную по линии смыкания створок, и третья между ними. В средней и задней створкам во всех 60 сердцах, а к септальной створке (СС) в 54 (90%) случаях. Их морфологические характеристики представлены в табл. 1, 2.

Хорды свободного края единичные, нитевидные. Они достаточно длинные и берут начало от верхушки папиллярной мышцы, но могут отходить и от ее основания. Прикрепляются эти хорды к свободному краю створки (рис. 3), чаще к ее верхушке, но они могут крепиться и между вершиной и комиссурой или расщелиной. Иногда они перед прикреплением делятся на несколько ветвей. Количество хорд свободного края в зависимости от места прикрепления отображено в табл. 1.