Использование полимеров для лечения заболеваний опорно-двигательной системы

Размещено на http://www.allbest.ru/

ВВЕДЕНИЕ

Использование в клинике последних медицинских достижений для лечения травм и заболеваний опорно-двигательной системы существенно повышает качество жизни пациентов, дает им возможность обходиться без гипсовой иммобилизации и значительно сокращать сроки реабилитации, а также сроки пребывания в стационаре.

Новые медицинские технологии, применяемые в настоящее время, обеспечивают высочайший уровень оказания травматолого-ортопедической помощи пациентам, не уступающий современным европейским и американским медицинским центрам.

Применяются современные высокотехнологичные методы остеосинтеза при переломах костей, позволяющие не только восстановить функцию поврежденного сегмента с первых дней после операции, в ранние сроки вернуть пациенту возможность самообслуживания, значительно ускорить его возвращение к активной жизни и снизить вероятность развития посттравматических осложнений, но и добиться хорошего косметического эффекта.

Одной из новых медицинских технологий является применение полимерных синтетических повязок ("пластикового гипса"), которые обладают безусловным преимуществом перед традиционными гипсовыми повязками. Преимущество "пластикового гипса" заключается в том, что он в разы легче и прочнее традиционного гипса, пропускают воздух, что дает возможность коже под повязкой «дышать». Упруго-эластичные свойства "пластикового гипса", с одной стороны, позволяют обеспечить надежную фиксацию поврежденного сегмента, а с другой -- сохраняют возможность для работы мышц, что значительно снижает вероятность развития мышечной гипотрофии и снижения силы, часто возникающих у пациентов при ношении традиционных гипсовых повязок. "Пластиковый гипс" не размокает и не крошится, что позволяет пациентам принимать душ или ванну. Кроме того, "пластиковый гипс" на ноге дает возможность носить обычную обувь, так как он достаточно тонок и прочен. Эстетичный вид "пластикового гипса" -- еще одно его преимущество перед обычными гипсовыми повязками.

Комплексный и индивидуальный подход к каждому пациенту в сочетании с использованием новейших медицинских технологий на основе полимеров позволяет пациентам в самые короткие сроки вновь вернуться к здоровой и активной жизни.

Глава 1. ПРИМЕНЕНИЕ ГИДРОКСИАПАТИТА И ПОРИСТОГО УГЛЕРОДА ДЛЯ ЗАМЕЩЕНИЯ КРУПНЫХ ДЕФЕКТОВ ГУБЧАТОЙ КОСТИ

Целью современной ортопедии является увеличение доли органосохраняющих операций. Они возможны, в частности, при доброкачественных новообразованиях, локализующихся в губчатой кости. Зачастую запасов собственной кости для замещения дефектов не хватает и в таких случаях прибегают к использованию донорской кости либо искусственного материала. Одним из первых материалов для замещения дефектов губчатой кости был полиметилметакрилат. Однако стабильность комплекса «полимер - кость» невысока вследствие образования соединительнотканной прослойки вокруг имплантата. Использование пористого никелида титана оправдано при замещении небольших дефектов, образующихся при переломах мыщелков большеберцовой кости. При замещении дефектов метафизарной, особенно субхондральной зоны кости, инородный материал вызывает нарушение питания субхондральной зоны кости и самого хряща с последующим его разрушением.

С 2002 по 2007 г. было прооперировано 78 больных с доброкачественными опухолями костей. В 70 (90%) случаях образовавшийся дефект замещали губчатым аутотрансплантатом. В 3 случаях костную аутопластику дополняли введением имплантата хроноса, в 6 -- пористого углерода. В 4 случаях опухолью были поражены мыщелки бедренной кости, в 3 -- большеберцовой и в 2 -- плечевой кости.

В течение 10 лет на кафедре травматологии и ортопедии Пермской государственной медицинской академии ведутся исследования по применению пористого углерода для замещения дефектов губчатой кости. Этот имплантат на 98% состоит из воздуха, т.е. вещество в материале составляет всего 2%, что способствует прорастанию костной ткани и сосудов в материал.

Экспериментальные исследования, проведённые на собаках, показали, что при замещении дефектов губчатой кости пористым углеродным материалом уже через три месяца формируется прочный костно-углеродный блок (рис. 1). Ни в одном случае не наблюдалось отторжения имплантата, что подтверждает инертность углерода и согласуется с данными других исследователей. В клинической практике пористый углерод использован более чем в 100 операциях, сопровождавшихся дефектами кости различной природы, чаще при переломах мыщелков большеберцовой кости.

Для сравнения приведены примеры замещения опухолей мыщелков бедренной кости хроносом и пористым углеродом.

Больная Е. 36 лет. Диагноз: перелом медиального мыщелка правой бедренной кости. На рентгенограмме определялся крупный дефект медиального мыщелка бедра с внутрисуставным переломом оставшейся кости (рис. 2).

Во время операции: дефект губчатой кости захватывал весь медиальный и половину латерального мыщелка бедра, заполнен сгустками крови. Со стороны сустава сохранялась тонкая костная пластинка. Наружный кортикальный слой мыщелка бедра отсутствовал. Субхондраль-но в дефект уложен губчатый аутотрансплантат, взятый из гребня подвздошной кости (рис. 3). Основной дефект замещен пористым углеродом, а снаружи на место кортикальной пластинки также уложен губчатый аутотрансплантат. Дополнительно с учётом перелома субхондраль-ной пластинки выполнена фиксация опорной пластиной. При гистологическом исследовании патологических клеток не обнаружено, диагноз: солитарная костная киста. Через 3 месяца наступила консолидация перелома (рис. 4). На контрольном осмотре через год у пациентки жалоб не было: ходит с полной нагрузкой, разгибание и сгибание в коленном суставе -- 100%. На рентгенограмме прослеживается обычная костная ткань. Через 3 года: признаков рецидива опухоли нет (рис. 5). Женщина работает, жалобы отсутствуют, от удаления опорной пластины отказывается.

Сравнение замещения дефектов губчатой кости хроносом и пористым углеродом показало, что после имплантации хроноса через год рентгенологически определяются фрагменты имплантированного материала, т. е. его перестройка к этому времени не заканчивается. При использовании пористого углерода определить материал на рентгенограммах крайне сложно. Положительным качеством пористого углерода является возможность врастания в него сосудов и костной ткани, следовательно, -- восстановления питания субхондраль-ной зоны кости и самого хряща.

Таким образом, пористый ячеистый углерод может быть использован для замещения крупных дефектов губчатой костной ткани различной этиологии как альтернатива другим материалам. Для окончательных выводов и требуется проведение дополнительных исследований.

Глава 2. ПРИМЕНЕНИЕ КОМПОЗИТА «ЛитАр» В СЛУЧАЕ ЗАМЕДЛЕННОЙ КОНСОЛИДАЦИИ ПЕРЕЛОМА И ЛОЖНОГО СУСТАВА

Разработка заменителей костной ткани представляет собой объективную необходимость, которая революционизирует развитие человечества подобно огню и глиняной керамической утвари, знаменуя собой радикальное улучшение качества и продолжительности жизни.

Другая революция произошла уже в наши дни в области использования керамики в медицинских целях. Это инновационное применение специально спроектированных керамических материалов для замены и лечения больных или поврежденных частей тела [12].

Освоение керамических изделий в медицинской практике спровоцировало появление термина «биокерамика» и подведение под это понятие любых неорганических малорастворимых соединений (фосфатов кальция) также применяемых в медицине для протезирования костных дефектов.

Тем не менее, под керамикой понимаются «... материалы, изготавливаемые соответствующей обработкой разнообразных минеральных композиций с последующим обжигом отформованного и высушенного полуфабриката» [4]. С точки зре-

ния химии никакой биокерамики не существует [4]. Термин «биокерамика» есть продукт нестрогого (или невежественного) отношения к химической терминологии в смежных сферах научной деятельности (биологической или медицинской). Применение материала в области биологии не делает его биологичным: закрывая золотыми коронками зубы, мы не называем его «биозолото».

Керамические изделия применяются для протезирования дефектов кости из-за двух свойств этого материала: химической инертности и высокой прочности. Но именно из-за этих свойств кость не может врасти в имплантат, поэтому пограничная зона дефекта заполняется волокнистой соединительной тканью, которая капсулирует инородное тело. Другой недостаток керамики: повышенная хрупкость, что приводит к микротрещинам и последующему разрушению керамического протеза.

Малорастворимые фосфаты кальция, такие как средний фосфат или трикальций фосфат (Ca3(PO4)2); кислый фосфат или октафосфат кальция (Ca4H(PO4)3); гидроксоапатит, или гидрокси-дапатит, или гидроксиапатит -- прямой перевод с английского hydroxyapatite (Ca5(OH)(PO4)3 или Ca10(OH)2(PO4)6) [7] тем более никак не могут называться биокерамикой, т.к. не получаются выше упомянутой для керамики процедурой.

Однако именно малорастворимые фосфаты кальция отдельно или в разных сочетаниях наиболее широко используются в современной имплантологии для обеспечения репаративной регенерации в костных дефектах [1].

Репаративная регенерация костной ткани является многоэтапным процессом. От момента повреждения кости до завершения репарации, т.е. до образования морфологически зрелой костной ткани, заполняющей костный дефект, и полноценного восстановления функции кости, проходит достаточно много времени. При этом наблюдаются общие закономерности развития репаративного процесса, а специфические особенности зависят от условий, в которых он протекает, и от потенций остеогенных клеточных элементов [3].

Отсутствие консолидации костных отломков -- довольно часто встречающийся случай как при операционном, так и консервативном лечении. Известно, что последствием может быть замедленная консолидация костных отломков или ложный сустав, образующийся в области дефекта.

Наиболее важными фактами эффективного лечения ложного сустава являются интенсификация ангиогенеза и микроциркуляции в зоне регенерации. Течение и завершение репаративной регенерации во многом определяются условиями протекания регенераторного процесса и, прежде всего -- трофическим обеспечением, которое в свою очередь зависит от степени кровоснабжения зоны регенерации. Факторы, влияющие на кровоснабжение можно разделить на две группы: первая -- стимуляторы ангиогенеза, вторая -- стимуляторы кровотока (например, применение гипергравитации [2]). Как отмечалось выше, стимуляторами ангиогенеза и остеогенеза являются факторы роста. Для усиления развития сосудистого русла в области больших диафизарных дефектов применялись адреналовый экстракт надпочечников, антиоксиданты. При этом развитие сосудистого русла способствовало более активному течению регенераторного процесса. Локальную гиперемию в области поврежденной кости и интенсификацию микроциркуляции вызывали с помощью индуктотермии, УВЧ-терапии, ультразвука, электростимуляции, постоянного и переменного магнитных полей, лазерного излучения и т.д. [1].

Из названных выше способов интенсификации репаративной регенерации костной ткани с целью замещения дефекта сегодня наиболее широко используется костная аллопластика. Однако процесс замещения чужеродной кости собственной протекает медленно, а антигенные свойства аллогенной ткани небезразличны для организма

реципиента, возможны отторжения, поздние нагноения и переломы в области бывшего дефекта [8, 10]. При этом необходимо отметить невозможность (а в случае измельчения -- трудность) инъекционного ее введения.

Поиск альтернативных методов привел к разработке биоматериалов, способных перестраиваться (биодеградировать) в натуральную (натив-ную: в смысле полноценную) костную ткань. Иногда таким материалам приписывают остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные свойства (термины впервые примененные в стоматологии), что кажется недостаточно корректным из-за негостированности этих понятий. Подобные материалы чаще всего состоят из нескольких компонентов и могут содержать как остеогенные клетки-предшественники, так и остеоиндуктивные и остеокондуктивные (в смысле биологически активные) компоненты костного матрикса (органической полимерной матрицы кости). Экспериментальные и клинические исследования по использованию подобного рода биокомпозиционных материалов подтвердили их конкурентоспособность с алло- и аутокостью [5].

В последние годы в челюстно-лицевой хирургии, а в последующем и в травматологии -- ортопедии -- для лечения костной патологии стали применять препараты на основе гидроксидапатита и коллагена, такие как «Колапол», «Коллапан», «Ли-тАр», «Оссакол», «Остеоматрикс», «ОСТИМ-100» и другие. Искусственный гидроксидапатит, содержащийся в композиционных материалах, по химическому составу идентичен основной минеральной составляющей костной ткани, в результате чего он широко используется при замещении дефектов костной ткани. Гидроксидапатит и материалы на его основе, способны резорбироваться и утилизироваться организмом, стимулировать ре-паративные процессы в костной ткани [1].

Одним из названных материалов на основе гидроксидапатита является композит «ЛитАр», способный обеспечивать ангиогенез в зоне его введения в области дефекта, активизируя для этого имеющиеся в организме стволовые клетки, зафиксированные авторами статьи [6] и осторожно названными «береговыми», так как на момент публикации цитируемой работы полной уверенности в том, что на морфопрепаратах читаются стволовые клетки, не было.

Тем не менее, именно это обстоятельство определило приоритет применения биодеградирующе-го композитного материала «ЛитАр»* для лечения замедленной консолидации и ложного сустава.

«ЛитАр» состоит из полимерной органической основы (белковой, коллагеновой или полисахаридной, альгинатной), которая имитирует матрицу костной ткани, часто называемую непонятным словом «матрикс», а также солевого компонента, который представлен гидроксо- или гидроксофтор-апатитом (содержание фторид-иона не превышает нормы, рекомендованные ВОЗ). Кристаллы соли нанометрических размеров формируются (выращиваются) на полимерных волокнах в ходе приготовления материала. Композит «ЛитАр» получается пористым на 70 %, что обеспечивает его быструю васкуляризацию. По данным биопсии, взятой у лабораторных животных (у собак биопсия бралась под калипсоловым наркозом, без эвтаназии животных) время биодеградации составляет 12--15 дней. Далее в области введения материала образуется мягкотканевая структура (соединительная ткань), которая далее оссифицируется только в тот тип костной ткани (плоская кость черепа, трубчатая кость с кортикальным и губчатым слоем), который должен находиться в месте дефекта в случае нормальной анатомической топографии. Если дефект был заполнен «ЛитАр» в области хряща, то образуется хрящ [9]. Материал применяется в клинической практике с 1994 г. (Клиника травматологии, ортопедии и экстремальной хирургии Самарского государственного медицинского университета).

Одна из интересных особенностей композита «ЛитАр» -- возможность его инъекционного введения, что позволяет обеспечивать сращение костных отломков в случае замедленной консолидации или ложного сустава, не прибегая к интраоперационному его введению.

ПРИМЕРЫ КЛИНИЧЕСКОГО ПРИМЕНЕНИЯ МАТЕРИАЛА «ЛИТАР»

Пациент О., 27 лет. Многооскольчатый открытый огнестрельный перелом левой бедренной кости (рис. 1). Внеочаговый остеосинтез по Илиза-рову проведен за 9 месяцев до поступления в нашу клинику в госпитале другого города (рис. 2).

Под рентгенологическим контролем инъекционно введена (3-кратно с интервалом в 12--15 дней) суспензия материала «ЛитАр». Через 2,5 месяца после последнего введения аппарат Или-зарова был снят, через 3 месяца пациент О. был выписан из клиники (рис. 3).

Пациент Б., 28 лет. Послеоперационный остеомиелит правой большеберцовой кости, формирующийся ложный сустав. В область ложного сустава сделана инъекция «ЛитАр». Через 4 месяца произошла надежная консолидация костных отломков (рис. 4 а, б).

Пациент П., 43 лет. Косой перелом в диафизарной части левой большеберцовой кости (рис. 5).

Пациенту П. был проведен чрескостный остеосинтез по Илизарову. Иммобилизация в аппарате в течение трех месяцев. Из-за развития воспаления в области спиц аппарат был снят. Иммобилизация гипсом. Развился ложный сустав (рис. 6).

Через 9 месяцев после снятия аппарата Илизарова был введен материал «ЛитАр» в область несращения (ложного сустава) инъекционно под рентгенологическим контролем. Через 4 месяца наблюдалась консолидация костных отломков

(рис. 7). Полная консолидация наступила через 6 месяцев.

Через 2 года после инъекции материала «ЛитАр» была проведена компьютерная томография области перелома большеберцовой кости пациента П. (рис. 8). Денситометрия зоны (области) ложного сустава на всей ее протяженности (по сканам КТ) показала восстановление плотности ткани в интервале от +1533 до +1752 Н, что соответствовало плотности кортикального слоя полноценной трубчатой кости. Качественно-количественные характеристики сканирования приводятся на гистограммах (№№ 5 -- 10); точки, в которых проводилось измерение оптической плотности, указаны стрелками (рис. 9).

Методика инъекционного применения коллаген-апатитового материала «ЛитАр» с целью ускорения оссификации костного регенерата или ложного сустава перелом сустав кость антисептик

Механически измельченная пластина композита растирается в стерильной фарфоровой ступке с периодическим добавлением небольших порций (по 0,5--1 мл) 0,9% раствора хлорида натрия до получения однородной желеобразной суспензии. Полученная таким образом смесь набирается в шприц. Шприц фиксируется в оригинальное устройство для введения гелеобразных веществ [11]. Устройство представляет из себя приводной механизм, выполненный в виде соединенных посредством втулки бранш с резьбовыми концами и установленного во втулке резьбового толкателя с рукояткой. Причем, на концах бранш с возможностью смещения закреплены фиксирующие пластины с отверстиями под корпус и шток поршня шприца. Упорная планка шприца размещена между пластинами. Шток поршня контактирует с толкателем (рис. 10).

Пункция ложного сустава проводилась иглой диаметром 2,8 мм, причем конец иглы должен попасть в соединительно-тканную прослойку между костями (предварительно необходимо перфорировать ее в нескольких точках в направлении к костным отломкам), составляющими ложный сустав или в вяло оссифицирующийся регенерат. Взвесь «ЛитАр» в изотоническом растворе хлорида натрия вводилась медленно с помощью предложенного нами устройства [12]. Его применение позволило ввести гелеобразную взвесь без особых усилий. Контроль правильности попадания осуществлялся рентгенологически. В ряде случаев рентгенографию делали до введения материала. Правильность попадания определяли положением иглы. Другой группе больных перед введением в готовую взвесь добавляли водорастворимое контрастное вещество. В ряде случаев потребовалось повторное введение материала с интервалом 12-- 15 дней. После введения материала делали рентгенографию. Иммобилизация осуществлялась либо гипсом, либо аппаратом чрескостной фиксации по Илизарову. Контроль оссификации ложного сустава или костного регенерата осуществлялся рентгенологически каждые 30 дней, сцинтиграфически, сонографически, компьютерной томографией.

Инъекционно материал «ЛитАр» применялся у 12 пациентов с поражением бедренной, 15 -- большеберцовой, 5 -- плечевой костей.

Глава 3. СВЕРХЭЛАСТИЧНЫЕ МАТЕРИАЛЫ С ПАМЯТЬЮ ФОРМЫ В МЕДИЦИНЕ

Применение металлов и сплавов в качестве имплантируемых в организм материалов имеет давнюю историю. Еще в 2500 году до нашей эры в Финикии использовали для лечения зубов металлические конструкции. В Древнем Риме большое распространение получили искусственные металлические зубы, а металлическая проволока применялась для фиксации костных отломков. Вплоть до конца XVIII века использовались в основном чистые металлы: золото, серебро, медь. В XIX столетии в связи с улучшением технологии выплавки металлов и сплавов распространение получили имплантаты из высококачественных сталей.

В 1925 году впервые в качестве фиксатора использована нержавеющая сталь. Однако внимание травматологов-ортопедов привлек хромокобальтовый сплав, который в дальнейшем получил более широкое распространение, чем нержавеющая сталь, вследствие своей биоэнертности [23, 10]. 50-е годы XX столетия ознаменовались применением тантала и титана в качестве имплантатов различного назначения. Тантал является биоэнертным материалом, но широкого распространения не получил из-за большого удельного веса и недостаточной жесткости. В настоящее время его применение ограничено использованием тонкой проволоки. В отличие от тантала титан имеет лучшие физико-механические свойства и характеризуется биологической совместимостью с тканями организма. В 70-е годы появились примеры использования нового класса материалов - сплавов с памятью формы, которые принципиально изменяются от упомянутых выше металлических медицинских материалов тем, что они удовлетворяют требованиям высокой прочности и пластичности, упругости и жесткости, гибкости и эластичности, износостойкости и вязкости. Основой сплавов является соединение титана и никеля. В высокотемпературном состоянии сплавы достаточно пластичны, и им можно придать необходимую геометрическую форму. При охлаждении до 5-7°С конструкция становится эластичной и ее можно деформировать без значительных усилий руками. При нагревании в организме до 36°С конструкция стремится восстановить свою исходную форму и при этом обеспечивает надежную фиксацию и равномерную компрессию костных отломков [8, 28, 29,19]).

Наряду с высокими параметрами эффекта памяти формы сплавы на основе никелида титана отличаются практически полной инертностью в организме человека, что позволяет широко использовать их в качестве имплантатов [14]. Титан открыт В. Грегором (Англия) в 1791 г. и назван в честь титанов, сыновей богини Геи. Титан - это легкий, плавкий и прочный металл. Химически стоек, благодаря наличию защитной пленки. Природные ресурсы титана в несколько раз превышают природные ресурсы меди, никеля, олова, свинца, хрома, марганца, молибдена, вольфрама, ртути, висмута, золота и платины вместе взятых. Среди конструкционных материалов титан по наличию природных ресурсов занимает четвертое место, уступая только алюминию, железу и магнию. А среди элементов земной коры он занимает 9-е место [2]. В свободном виде титан в природе не встречается, а обычно находится в форме устойчивых оксидных соединений. Основные титановые минералы - рутил, анатаз, брукит, которые содержат титан в форме диоксида титана. В рамках «Международной программы по химической безопасности» и программы «Критерии здоровья окружающей среды», с поддержкой «Фонда окружающей среды» Всемирная Организация Здравоохранения выпустила ряд документов о влиянии некоторых загрязнителей на окружающую среду и человека. Один из этих документов посвящен влиянию титана на человека и окружающую среду (World Health Organization. Geneva, 1982). В нем, в частности что титан не является необходимым элементом для жизни человека или животных и плохо поглощается растениями. Титан и его различные соединения широко используются в медицине без каких-либо неблагоприятных влияний. Содержание титана в организме человека составляет 9 мг. Соединения титана и титан плохо поглощаются организмом, хотя со временем он может накапливаться в легких, где обнаружены его самые высокие концентрации, 2,4 мг. Титан был найден и в лимфатических узлах, почках и печени, куда он попадает через кровь. В костной ткани содержится менее 1 мг/кг. Установлено, что допускается ежедневное потребление около 300 мкг титана [2].

Нет данных о том, что титан является канцерогенным или мутагенным веществом для человека. В целом считается, что титан и его соединения являются биологически инертными веществами, хотя пока нет количественной оценки или дозовой зависимости для какого-либо влияния, связанного с воздействием титана или его соединений на человеческий организм. В различных областях медицины широко используются имплантаты, изготовленные из металлов, керамики, углерода, полимеров, способные выполнять в живом организме определенную функцию. Титан используется в медицине при изготовлении инструментов, применяется в качестве биосовместимого материала при производстве имплантатов в ортопедии, челюстно-лицевой хирургии, нейрохирургии и т. д. [24]. Имплантация в ткани человека искусственных материалов -это одна из проблем медицины и техники. Традиционные металлические материалы не обладают эластичностью, характерной для тканей живого организма. США, Германия, Канада, Англия, Китай, Япония и Индия проявляют большой интерес российским разработкам в области создания и применения сплавов никеля и титана эквиатомного состава (TiNi), проявляющих эффекты памяти формы и сверхэластичные свойства, подобные свойствам тканей организма [5, 7].

Основным достоинством никелидтитановых имплантатов является пластичность и способность восстановления первоначальной формы при смене температурного режима [5]. Однако любой металл - инородный материал для организма, в связи с чем, имплантат будет вызывать реакцию его тканей. Степень выраженности этой реакции является одной из основных характеристик любого имплантируемого материала. Сплав никеля и титана имеет преимущества, так как на его поверхности образуется защитная оксидная пленка, значительно повышающая степень его биологической инертности [5, 18] и коррозионной стойкости. Оксидная пленка (диоксид титана) самопроизвольно формируется в кислородосодержащей атмосфере за несколько минут, достигая толщины от 10 до 100 нм, представляет собой стойкое керамическое соединение, на котором могут отлагаться плазменные белки, органический и минерализованный матрикс кости [23]. Приживаемость никелид-титановых конструкций связана с взаимодействием их с тканями. В опытах на животных показано, что между контактирующей тканью и никелид-титановым имплантатом имеется связь: соединительная ткань прорастает в поры металлоконструкции, постепенно заполняя их и повторяя рельеф, обеспечивая механическую фиксацию на межфазной границе. При увеличении времени пребывания никелида титана в организме наблюдается уплотнение тканевых структур в порах и вокруг имплантата [17, 5].

Для изучения тканевой совместимости с материалом сплава проводились экспериментальные исследования на лабораторных животных (крысы) после имплантации пористого никелида титана под кожу. Обследование животных велось по следующим показателям: определение в периферической крови количества лейкоцитов, эритроцитов, содержания гемоглобина, белковых фракций сыворотки крови, а также активность АЛТ и АСТ. При этом не выявлено существенного отличия перечисленных показателей, функционального состояния систем и органов опытных и контрольных животных. Не имели достоверных отличий и весовые коэффициенты внутренних органов (печени, сердца, селезенки, почек и надпочечников) животных.

Изучение реакции биологических тканей на имплантацию штифтов из сплава на основе никеля и титана с помощью гистологического метода показало: в сроки 2-5 сут. вокруг штифтов - асептическая воспалительная реакция с выраженной пролиферацией фибробластических элементов на фоне серозной экссудации и лейкогистиоцитарной инфильтрации тканевых элементов. К 10-м сут вокруг штифтов определялись широкая зона клеточкой пролиферации с преобладанием фибробластических элементов и активный ангиоматоз. Уже в эти сроки наблюдения отмечался интенсивный фибриллогенез. В непосредственной близости к чужеродному телу выявлялись беспорядочно ориентированные проколлагеновые и тонкие коллагеновые волокна. К 15-м сут. процессы фибриллогенеза выдвигались на передний план, вокруг имплантатов определялась широкая зона циркулярно-ориентированных коллагеновых волокон. Наряду с этим по-прежнему сохранялись участки равномерно выраженного ангиоматоза, а местами - различной плотности круглоклеточные инфильтраты. Отмечались проявления отека, гиперемии, в ряде случаев - лейкогистиоцитарная инфильтрация.

На 20-30-е сут капсула вокруг имплантата представлена широкой зоной коллагена. Сосудистая система редуцирована и представлена отдельными мелкими кровеносными сосудами. На 30-е сутки определяется пучковость коллагеновых фибрилл. Дальнейшая эволюция капсулы идет по пути утончения. Через 36 мес капсула представлена мощными пучками коллагеновых волокон, но толщина ее заметно уменьшена. Круглоклеточные пролифераты отсутствовали, окружающие ткани полностью восстанавливали строение. Через 9-12 мес. процесс редукции в капсуле завершился. Резко сокращалось количество клеточных элементов. Капсула определялась в виде тонкой полоски, уплотненного оксифильного вещества, в котором наблюдались скудные количества фиброцитов и тонкие атрофичные пучки коллагеновых волокон. В эксперименте не выявлено выраженного местного и общетоксического действия материала сплава, функциональное и структурное состояние жизненно важных органов опытных животных не имели существенной разницы в сравнении с контролем.

Биосовместимость пористых материалов на основе никелида титана позволяет им длительно функционировать в организме не отторгаясь, при этом обеспечивать стабильную регенерацию клеток и создавать надежную фиксацию с тканями организма. Никелид титановый сплав имплантировали в разные ткани организма экспериментальным животным - в бедро и челюсти в виде штифтов и дисков, пористые пластины - для выполнения пластики миокарда, специальные конструкции для замещения костной ткани сломанных тел позвонков, для костной пластики средней и верхней зон лица, замещения дефектов длинных трубчатых костей, при реконструктивных операциях на ухе, для формирования культи глазного яблока и лечения глауком и др. В результате различных по показаниям операций никелид титановые имплантаты прилегали к кости, надкостнице, мышцам, сухожилиям, сосудам, нервным стволам, подкожной клетчатке и др. На определенные сроки образцы извлекали из организма и проводили детальные рентгенологические, морфологические, микроструктурные и рентгеноспектральные исследования [5]. Реакция тканей, выявленная при микроскопическом исследовании, сводилась к образованию тонкой капсулы вокруг имплантата, причем на шовный материал (шелк) она была более выраженной. Результаты данного и других исследований свидетельствуют о высокой степени биологической инертности сплава никеля и титана [18, 21]. Далее более подробно показан процесс остеоинтеграции. Остеоинтеграция - это прямая, структурная и функциональная связь между живой тканью кости и поверхностью имплантата. При сформированности этой связи на рентгеновском снимке видна безраздельная связь кости и имплантата без промежуточного соединительного слоя [9, 23]. От костной ткани, окружающей снаружи имплантат, отрываются остеобласты и с помощью тканевой жидкости (капиллярный эффект) проникают в его пористую структуру. Внутри пор остеообразующие клетки останавливаются в углублениях, прилипают к поверхности сплава и дают начало образованию кости. Эта новообразованная кость заполняет поры и, выходя из них, соединяется друг с другом, идет на встречу к костной ткани, окружающей имплантат. В то же время, с наружной поверхности имплантата костная ткань прорастает в пористую структуру. Эти два костных потока идут навстречу друг другу и соединяются. Строение тканей в порах и вокруг имплантата становится полностью идентичным. Реакция костной ткани на внедрение пористого никелида титана ически трансабдоминально. Результаты хирургического лечения изучены в сроки от 3 до 24 месяцев. Оценивали динамику болевого синдрома по визуально-аналоговой шкале, индекс Освестри. О формировании межтелового блока после выполнения спондилодеза судили по рентгенологическим, МРТ- и КТ-данным. Рентгенологические исследования включали измерение высоты межтелового промежутка и флексионно-экстензионной разницы сегментарного угла. Результаты. Функциональные результаты лечения через 18--20 мес. после операции оценены как хорошие и удовлетворительные в 94,1 % случаев. Рентгенологические исследования не выявили ни одного случая разрушения межтеловых имплантатов и миграции их в тела позвонков. Миграция имплантатов по межтеловому промежутку произошла в четырех наблюдениях (0,9 %). Рентгенографически и КТ-графически подтверждены остеоинтегративные свойства никелида титана: отмечено обрастание имплантатов костной тканью споследующим формированием межтелового костно-металлического блока. В 94,8 % случаев оперированные позвоночные сегменты были стабильны, что соответствует литературным данным об эффективности применения других видов межтеловых имплантатов. Заключение. Имплантаты из пористого никелида титана могут быть успешно использованы для различных видов межтелового спондилодеза. Никелид титана обеспечивает формирование межтелового костно-металлического блока без использования аутокости, что упрощает операцию и уменьшает ее травматичность.

Актуальность проблемы дегенеративных заболеваний позвоночника обусловлена как неоднозначной трактовкой сути этой патологии, так и противоречивыми подходами к ее лечению. Однако, несмотря на многообразие форм дегенеративных поражений позвоночного столба, наиболее частыми причинами их клинических проявлений, определяющих показания к хирургическому лечению, являются сегментарная нестабильность и компрессия нервно-сосудистых образований позвоночного канала. Сегментарная нестабильность может вызывать локальную поясничную, псевдорадикулярную и радикулярную боль, а также быть причиной развития неврологического дефицита. Широко применяемые и во многих случаях весьма эффективные декомпрессивные операции могут вызвать или усилить нестабильность [8, 11, 19, 24, 25]. Для устранения различных состояний, которые могут быть обусловлены дегенеративными изменениями позвоночника, нередко необходимы стабилизирующие операции, поэтому с позиций патогенеза хирургическое лечение дегенеративных поражений позвоночника должно быть направлено не только на декомпрессию нервно-сосудистых образований позвоночного канала, но и на стабилизацию пораженного позвоночного сегмента.

В настоящее время существует множество методик спондилодеза: передний [10, 14, 37], задний [22, 26, 27], задний межтеловой [9, 12, 16, 34], лапароскопический [35, 42] и другие. Межтеловой спондилодез является одним из наиболее распространенных способов стабилизации позвоночника. На протяжении многих лет единственным материалом, используемым с пластической целью при выполнении спондилодеза, оставалась аутокость. Однако медленная перестройка костного трансплантата с формированием межтелового блока требует соблюдения длительного постельного режима в послеоперационном периоде. Неизбежный для пациента физический, психологический и социальный дискомфорт, а также слишком большая продолжительность госпитального и амбулаторного лечения намного снижают достоинства аутокостной пластики и ставят под сомнение адекватность длительного и непростого лечения его результатам [15, 18, 22, 29, 36, 39].

В настоящее время для выполнения межтелового спондилодеза в качестве пластического материала, помимо аутокости, используется аллокость, деминерализованный костный матрикс, биологически активные полимеры, углеродистые материалы, пористая керамика, металлоимплантаты. Аллокость - материал, длительно перестраивающийся, иммунологически активный, требующий особенно тщательной стерилизации и консервации. Рассасывающиеся материалы по своим механическим свойствам уступают костной ткани. Что касается углеродистых материалов и пористой керамики, то основным их недостатком является хрупкость, отсутствие эластичности, присущей костной ткани. Как показал анализ отдаленных результатов, стабилизирующий эффект пористой керамики сохраняется в течение 3-4 мес. после операции. В последующем в связи с резорбцией кости на границе с имплантатом возникает подвижность и формируется неоартроз, а расклинивающий эффект имплантата теряется из-за его протрузии в губчатую кость тел позвонков [6, 7]. Справедливости ради следует отметить, что не все авторы, применявшие керамику, указывают на такого рода осложнения [2-4].

Зарубежными фирмами для межтелового спондилодеза разработаны и выпускаются разнообразные имп-лантаты, изготавливаемые из титана и полимерных материалов [28, 30-33, 40, 41]. Однако в любом случае эти материалы представляют собой инородное тело, неспособное интегрироваться с тканями организма, и могут быть использованы только в сочетании с костью.

С этих позиций представляет несомненный интерес никелид тита-

на, который обладает рядом уникальных свойств. Пористость материала, подобная пористости губчатой кости, и его высокая биосовместимость обеспечивают прорастание фиброзной и костной ткани в имплантат и его фиксацию к костному ложу. Благодаря сверхэластичности никелида титана и его близким к костной ткани деформационным характеристикам, сохраняется постоянный контакт имплантата с костным ложем при изменении механических нагрузок на позвоночник [1, 5, 13, 17, 20, 21, 23, 38].

Целью исследования явилась оценка эффективности применения межтеловых имплантатов из пористого никелида титана для различных видов декомпрессивно-стабилизирующих операций при дегенеративных поражениях поясничного отдела позвоночника.

Материал и методы

В период с 1998 по 2004 г. 459 пациентов с дегенеративными поражениями поясничного отдела позвоночника оперированы с применением межтеловых имплантатов из пористого никелида титана. Среди пациентов было 262 (57 %) мужчины и 197 (43 %) женщин в возрасте от 28 до 67 лет (М = 48,6). В предоперационном периоде проводились общеклиническое, неврологическое и рентгенологическое обследования (в ряде случаев МГ), МРТ, КТ.

Критерием отбора пациентов для хирургического лечения служило наличие резистентных к консервативному лечению корешковых и рефлекторных болей и боли в пояснице с наличием неврологического дефицита или без него.

Имплантаты из пористого никелида титана имеют многократный запас прочности относительно заданной техническими требованиями (не менее 600 кГс). В результате стендовых испытаний установлено, что нагрузка разрушения для цилиндрического имплантата диаметром 14 мм и длиной 25 мм составила 2125 кГс при 750 000 циклов нагружения, для дисковидного имплантата диаметром 20 мм - 2019 кГс и для трапециевидного - 2575 кГс при 1 000 000 циклов нагружения.

Задний поясничный межтеловой спондилодез можно схематично разделить на следующие этапы: 1 - хирургический доступ, 2 - декомпресвание ложа для имплантатов в межте-ловом пространстве, 4 - введение имплантатов в межтеловое пространство, 5 - ушивание операционной раны.

Ламинэктомия с удалением остистых и суставных отростков для выполнения заднего межтелового спондилодеза является, на наш взгляд, не всегда обоснованной. Резекция этих структур должна выполняться в объеме, необходимом для полноценной декомпрессии нервно-сосудистых образований позвоночного канала и достаточном для введения имплантатов в межтеловое пространство. На основании своего опыта считаем, что для выполнения заднего межтелового спондилодеза, при отсутствии показаний к экстенсивной декомпрессии, вполне достаточно проведения расширенной двухсторонней интерламинэктомии с экономной резекцией краев дужек и медиальных суставных отростков. Эту задачу упрощает предложенная нами методика формирования канала для введения имплантатов. Суть методики в том, что резекцию краев дужек и суставных отростков для формирования канала, через который вводится имплантат, осуществляют фрезой-ри-мером через боковой вырез в защитном рукаве-направителе (рис. 2).

Задний межтеловой спондилодез выполнялся не только как самостоятельный способ стабилизации позвоночника, но также и в сочетании с транспедикулярной фиксацией. Сочетание межтелового спондилодеза с транспедикулярной фиксаций применяли при относительно сохранной высоте пораженного межпозвонкового диска и при наличии дегенеративного спондилолистеза (рис. 3).

В 362 случаях задний межтеловой спондилодез был выполнен двумя им-плантатами из пористого никелида титана и в 23 случаях - одним (при сочетании с транспедикулярной фиксацией).

Передний поясничный межтеловой спондилодез выполняли по традиционной методике из забрюшинного доступа. С помощью долота и кюреток удаляли межпозвонковый диск с гиалиновыми пластинками, сохраняя при этом целостность кортикальной кости. Имплантат располагали в межтеловом промежутке так, чтобы его передняя поверхность заходила за передний край тел позвонков, а задняя - не достигала дорсальных отделов тел и не выступала в просвет позвоночного канала. Размеры имплантата подбирали таким образом, чтобы его высота была на 3-4 мм больше высоты межтелового промежутка, что позволяло добиться эффекта расклинивания.

Следует отметить, что пористый никелид титана легко обрабатывается при помощи долота или костных щипцов. Это позволяет при необходимости осуществлять дополнительное интраоперационное моделирование имплантата для придания ему нестандартных формы и размеров.

Оперированных укладывали в постель без какой-либо наружной иммобилизации и после снятия швов с кожной раны на девятые-десятые сутки переводили в вертикальное положение. В течение трех-шести последующих месяцев осуществляли наружную фиксацию поясничного отдела позвоночника полужестким корсетом.

Трансабдоминальный лапароскопический пояснично-крестцовый спондилодез выполнен нами в 1999 г. впервые в России . Для эндоскопических трансабдоминальных операций пояснично-крестцовый отдел позвоночника является анатомически наиболее привлекательным: межпозвонковый диск L5-S1 доступен для лапароскопических манипуляций между подвздошными сосудами ниже их бифуркации.

Операцию начинали с пункции брюшной полости и создания СО2 пневмоперитонеума. Внутрибрюшное давление газа при миорелаксации поддерживали на уровне 10-14 mm Hg в течение всей операции. Для выполнения дискэктомии и межтелового спондилодеза использовали четыре эндоскопических порта: в субумбиликальной области, в правой и левой гипогастральных областях диаметром по 11 мм и по средней линии над симфизом диаметром 22 мм.

В положении Тренделенбурга, с опущенным на 15-20° головным концом операционного стола, смещали тонкий кишечник в надчревную область, а сигмовидную кишку отводили влево. Брюшину над диском L5-S1 рассекали продольным разрезом между подвздошными сосудами дистальнее их бифуркации. Расположенную под брюшиной жировую клетчатку расслаивали тупфером, используя для гемостаза биполярную коагуляцию. Срединную сакральную артерию и сопровождающую ее вену клипировали и пересекали. После обнажения межпозвонкового диска иссекали переднюю часть фиброзного кольца и через образовавшееся окно выполняли дискэктомию с тщательным удалением гиалиновых пластинок. Дистракцию позвоночного сегмента осуществляли с помощью специальных шаблонов-дистракторов, последовательно вводимых в межтеловой промежуток. Затем шаблоны заменялись имплантатами соответствующего размера, которые фиксировали позвоночный сегмент в в сроки 24 мес. после операции и более. Оценивали динамику болевого синдрома по визуально-аналоговой шкале (ВАШ), заполняемой самим пациентом, а также по индексу Освестри.

О формировании межтелового блока после выполнения спондилодеза судили на основании рентгенологических, МРТ- и КТ-данных. Рентгенологические исследования включали измерение высоты передних и задних отделов межтелового промежутка до операции и после ее выполнения, а также определение флексионно-экстензионной разницы сегментарного угла на уровне хирургического вмешательства. Изменение величины сегментарного угла в положении флексии и экстензии менее чем на 5° расценивалось как подтверждение стабильного состояния позвоночного сегмента и формирования межтелового блока.

Результаты

Ни у одного из пациентов не отмечено усиления болевого синдрома после хирургического вмешательства. В большинстве случаев боль регрессировала в первые дни после операции, что свидетельствовало об адекватной декомпрессии нервно-сосудистых образований и стабилизации позвоночного сегмента. Для оценки нарушений функциональной дееспособности определяли индекс Освестри по шкале от 0 до 100 %. Значения индекса от 0 до 20 % означают минимальные нарушения, от 21 до 40 % - умеренные, от 41 до 60 %- тяжелые, от 61 до 80 % - инвалидизирующие; значения от 81 до 100 % свидетельствуют о нарушениях, приковывающих к постели, или о преувеличении жалоб. Динамика индекса Освестри после проведения хирургического лечения представлена в табл. 3.

Функциональные результаты проведенного хирургического лечения оценивались с учетом степени восстановления физической и социальной активности пациентов. Критерии оценки результатов лечения были следующими:

- хороший результат: полное или почти полное возвращение к прежнему (до начала или последнего обострения болезни) уровню социальной и физической активности, возможно ограничение больших физических нагрузок;

- удовлетворительный результат: бытовая и социальная активность восстановлены не полностью, возможны только небольшие физические нагрузки;

- неудовлетворительный результат: отсутствие эффекта от операции или ухудшение.

В большинстве случаев через 18-24 мес. после операции отмечено полное или частичное восстановление функциональной активности, что позволило рассматривать результаты лечения как хорошие и удовлетворительные (табл. 4).

Рентгенологические исследования ни в одном из случаев не выявили разрушения имплантатов и признаков резорбции костной ткани вокруг них, а также миграции имплантатов в тела позвонков. По рентгенологическим данным, после выполнения заднего межтелового спондилодеза флексионно-экстензионная разница

сегментарного угла на уровне вмешательства лишь в 6 из 102 исследованных случаев (5,2 %) превысила 5°. В остальных наблюдениях (94,8 %) средняя амплитуда сегментарного угла при флексии и экстензии была менее 5° и составила в среднем 2,4°. После выполнения переднего забрюшинного межтелового спондилодеза флексионно-экстензионная амплитуда сегментарного угла превышала 5° в одном случае из 32 (3,1 %), а после эндоскопического трансабдоминального спондилодеза - в одном случае из 20 (5 %).

Данные рентгенологического и КТ исследований, проведенных в сроки от шести месяцев до двух лет, свидетельствовали об остеоинтеграции имплантатов с формированием межтелового костно-металлического блока (рис. 6, 7).

Осложнения. Возникшие осложнения разделены на две группы: связанные с применением имплантатов и обусловленные другими причинами. Осложнения, не связанные с использованием имплантатов, были обычными для выполнявшихся видов хирургических вмешательств (табл. 5).

После выполнения заднего межтелового спондилодеза у двух пациентов развилось нагноение подкожной гематомы, не распространявшееся глубже апоневроза; кожные раны зажили вторичным натяжением, удаления имплантатов не потребовалось. Повреждения твердой мозговой оболочки не осложнили течение послеоперационного периода, потребности в реоперации не возникло.

Послеоперационные парезы и нарушения чувствительности в нижних конечностях были связаны, как правило, с нарушением функции спинномозговых корешков L5 Б Однако на фоне проводившейся восстановительной терапии отмечено полное или частичное восстановление силы и чувствительности. У одного пациента после декомпрессивно-стабилизирую-щей операции с транспедикулярной фиксацией и задним межтеловым спондилодезом L3--L4--L5, выполненными в связи с дегенеративным стенония сила в нижних конечностях восстановилась до чегырех баллов.

В результате выполнения переднего межтелового спондилодеза из забрюшинного доступа в одном случае образовалась подкожная серома. После ее опорожнения и перевязок произошло заживление раны, удаления имплантата не потребовалось.

В одном случае возник парез бедренного нерва на стороне хирургического доступа к позвоночнику и межпозвонковому диску, обусловленный повреждением нервного ствола в толще паравертебральных мышц.

При выполнении эндоскопического трансабдоминального пояснично-крестцового спондилодеза в одном случае была повреждена левая подвздошная вена, что потребовало наложения сосудистого шва. У одного пациента возникла ретроградная эякуляция, которая регрессировала в течение трех месяцев.

Миграция имплантатов отмечена в четырех наблюдениях (0,9 % от общего числа оперированных): в трех - после выполнения заднего межтелового спондилодеза и в одном - после эндоскопического трансабдоминального. У двух пациентов, оперированных по поводу дегенеративного спондилолистеза, смещение им-плантатов произошло после выполнения межтелового спондилодеза без дополнительной транспедикулярной фиксации. В трех случаях потребовалась реоперация;в одном случае миграция имплантатов после заднего межтелового спондилодеза была бессимптомной, через два года после спондилодеза пациент чувствовал себя практически здоровым.

Сегментарная нестабильность и сужение позвоночного канала являются основой формирования разнообразных клинических синдромов при дегенеративных поражениях позвоночника. В этой связи хирургическое лечение дегенеративной патологии позвоночного столба направлено, главным образом, на декомпрессию нервно-сосудистых образований позвоночника и его стабилизацию. К настоящему времени разработано множество способов стабилизации позвоночника, но, несмотря на это, основным из них по-прежнему остается межтеловой спондилодез. Использование для выполнения межтелового спондилодеза разнообразных конструкций позволило улучшить результаты лечения и намного сократить его сроки. Однако применяемые имплантаты, изготавливаемые из различных материалов, в том числе из титана, по своей структуре и механическим свойствам резко отличаются от живой ткани, что диктует необходимость дополнительного использования аутокости. В этой связи заслуживает внимания пористый никелид титана, обладающий остеоинтегративными свойствами.

Проведенное исследование было направлено на оценку эффективности использования имплантатов из пористого никелида титана для межтелового спондилодеза при хирургическом лечении различных форм дегенеративных поражений поясничного отдела позвоночника. В зависимости от клинико-морфологических особенностей патологии выполняли стабилизирующие и декомпрессивно-стабилизирующие операции: передний межтеловой спондилодез, задний межтеловой спондилодез, эндоскопический пояснично-крестцовый спондилодез.

Непосредственные результаты хирургических вмешательств зависели от правильного выбора хирургической тактики и адекватности хирургического вмешательства, направленного на декомпрессию нервно-сосудистых образований и стабилизацию позвоночника. Существуют различные мнения об исключительных достоинствах тех или иных хирургических технологий и хирургических доступов к позвоночнику. На наш взгляд, выбор способа хирургического лечения должен быть дифференцированным и основываться на клинических и патоморфологических особенностях конкретного случая. При наличии дегенеративного стеноза позвоночного канала, мигрировавшей секвестрированной грыжи, а также спондилолистеза, когда помимо межтеловой фиксации была нужна и транспедикулярная, мы отдавали предпочтение декомпрессивно-стабилизирующим операциям из заднего доступа.