|
ТОКСИКОЛОГІЯ ПОЛІМЕРНИХ МАТЕРІАЛІВ ТА ПОВЕРХНЕВО-АКТИВНИХ РЕЧОВИН УДК 613.63:678.6:678.06:615.4 ТОКСИКОЛОГО-ГИГИЕНИЧЕСКАЯ ОЦЕНКА ПОЛИМЕРНЫХ ИМПЛАНТАТОВ - НОСИТЕЛЕЙ БИОЛОГИЧЕСКИ АКТИВНЫХ СОЕДИНЕНИЙН.А. Галатенко, д.б.н., Р.А. Рожнова, к.б.н., Т.Е. Закашун, Т.И. Мнышенко Институт химии высокомолекулярных соединений НАН Украины, г. Киев В последнее время значительное развитие получила область полимерной химии, занимающаяся вопросами иммобилизации биологически активных соединений на полимерных носителях [1-3]. Возможность придания медицинскому изделию лечебных свойств — одно из направлений в проблеме получения биосовместимых полимеров для хирургии. В настоящее время появилось большое количество биологически активных синтетических материалов, которые могут быть использованы для изготовления ендопротезов временного действия [4-7]. Значительная распространенность дегенеративно-дистрофических заболеваний позвоночника и крупных суставов, требующих хирургического лечения, а также увеличение количества больных с костными дефектами после травм, опухолей, кист и других заболеваний опорно-двигательного аппарата, нуждающихся в реконструктивно-восстановительных операциях по пластике костной ткани [8], требует создания биодеструктируемых эндопротезов. При их применении для пластики костной ткани во всех случаях требуется не только восполнить тканевой дефект, но и оказать лечебное действие в месте имплантации [2, 9, 10]. Большой теоретический и практический интерес представляет оценка степени биосовместимости таких имплантатов. Очень часто термин нетоксичность полимерных ендопротезов отождествляется с термином биосовместимость или биоинертность. Такой подход является упрощенным, так как не отражает всей многогранности их взаимодействия с организмом. В связи с этим весьма актуальными представляются исследования, позволяющие раскрыть новые закономерности взаимодействия биологически активных полимерных имплантатов с организмом. Имеется ряд вопросов, раскрытие которых должно дать ответ о принципиальной возможности использования биологически активных соединений в медицине. 1. Каковы должны быть физико-химические и физико-механические свойства полимерного имплантата для обеспечения репаративного процесса? 2. Какова динамика выхода лекарственного препарата из полимера, обеспечивающая лечебный эффект в месте использования? 3. Насколько биоактивен эндопротез и может ли он выполнять предназначенную ему функцию? Цель нашей работы заключалась в проведении токсиколого-гигиенических исследований, на примере биологически активных композиционных ендопротезов для пластики костной ткани, которые бы позволили рекомендовать их для использования в реконструктивной хирургии. Материалы и методы исследования Исходными материалами для получения биоактивных полимерных ендопротезов являлись: сетчатый полиуретан микропористой структуры, обладающий способностью к биодеструкции [1]; биокерамика — гидроксиапатит (ГАП) (Са/Р=1,67, Тобж.=1250 °С, размер частиц — 0,050 мкм) (Институт проблем материаловедения НАН Украины, г. Киев); иммуномодулятор — левамизол (декарис, Венгрия). С целью изучения физико-химических свойств полиуретановых эндопротезов с биокерамикой до и после имплантации были проведены исследования по определению эффективной плотности сшивки методом равновесного набухания Флори-Реннера [11]. Опытные отвержденные образцы состава полиуретан-гидроксиапатит-левамизол, полиуретан-гидроксиапатит и контроль полиуретан, полиуретан-левамизол в виде мелкопористых губок диаметром 2 см, разрезанных на две половинки, были субкутально имплантированы под общим наркозом белым крысам массой 150-200 г на различные сроки — 14, 30, 90, 180 суток. Общее количество прооперированных экспериментальных животных — 80. По истечении заданного периода имплантации животных умертвляли серным эфиром. Образцы извлекали из организма, очищали от ткани животного, промывали дистиллированной водой, сушили при комнатной температуре. Подготовленные образцы в дальнейшем были исследованы физико-химическими методами. Динамику выхода лекарственного препарата из композиционных ендопротезов in vitro определяли экстракционно-фотометрическим методом, основанным на образовании окрашенных продуктов взаимодействия исследуемого соединения с органическим красителем — ионных ассоциатов с последующей их экстракцией хлороформом и фотометрированием [12, 13]. В качестве модельной среды использовали 0,9 % р-р NaCl (t=37 °C). Учитывая фармакологическое действие левамизола [14] его количество в композиции составило 6 мг в 100 мг полимерной основы. Для анализа было приготовлено две партии образцов, которые имели форму ендопротезов: опытные — полиуретан-гидроксиапатит-левамизол; контрольные — полиуретан. Прочностные показатели полиуретановых ендопротезов исследовали по стандартным методикам: прочность на сдвиг на алюминиевых пластинах размером 20х60 мм определяли по ГОСТ 14759-69, прочность на сжатие цилиндрических образцов размером 12х15 мм определяли по ГОСТ 4651-82 и прочность на отрыв на металлических грибках Ж24 — согласно ГОСТ 14760-69. Испытания проводили на разрывных машинах Р-5 и FU-1000 при скорости движения 40 мм/с. Для изучения биоактивности разработанных ендопротезов группе беспородных кролей массой 2,5–3 кг (30 шт.) проведена пластика костного дефекта диаметром 5 мм, расположенного на границе эпифизарной и дифизарной части большеберцовой кости. Для наркоза был использован кетанол, который вводили внутримышечно из расчета 0,3 мл на 1 кг массы тела животного. Полость в кости получали с помощью дрели и трепанационного бура диаметром 5 мм в фронтальной плоскости праксимального эпиметасиза большой берцовой кости на глубину до эндохондральной кости и костномозговых полостей. В образованный дефект вводили полиуретановую композицию с гидроксиапатитом и левамизолом. Рану ушивали шелком, обрабатывали по обычной хирургической методике. Животных выводили из эксперимента путем введения в одну из ушных вен летальной дозы 10 % раствора натрия тиопентала. Гистологический материал забирали через 7 сут и 3 мес после операции. Фрагмент кости с имплантатом фиксировали в 10 % нейтральном формалине, декальцинировали в 5 % трихлоруксусной кислоте, обрабатывали по обычной гистологической методике, окрашивали гематоксилин-эозином. Доверительную вероятность (Р) возможной ошибки и достоверность различий вычисляли по таблицам t-распределения Стьюдента. Результаты и их обсуждение Результаты исследования физико-химических свойств образцов полимерных ендопротезов методом Флори-Реннера in vivo показали, что для контрольных образцов полиуретан и полиуретан-левамизол наблюдается уменьшение значений плотности и увеличение значений степени набухания к 6 мес имплантации. Соответственно, с увеличением периода их пребывания в условиях in vivo значения эффективной плотности сшивки уменьшаются (рис. 1). Для образцов полимерных ендопротезов, содержащих в своем составе гидроксиапатит и левамизол (полиуретан-гидроксиапатит, полиуретан-гидроксиапатит-левамизол), к 6 мес имплантации уменьшаются значения равновесной степени набухания и увеличивается плотность. Было рассчитано, что для образцов ендопротезов, содержащих в своем составе гидроксиапатит, с увеличением времени пребывания в среде организма наблюдается возрастание значений эффективной плотности сшивки (рис. 1). При изучении физико-механических показателей полиуретановых ендопротезов, содержащих в своем составе гидроксиапатит и левамизол, было установлено, что исследуемые материалы имеют высокие прочностные показатели (табл. 1), приближающиеся к таковым натуральной кости, что является одним из необходимых условий при их использовании для пластики костнотканевых дефектов. Спектро-фотометрическое определение динамики выхода лекарственного препарата из полиуретановых композиционных ендопротезов показало, что выход левамизола осуществлялся в течение 146 сут (табл. 2), и его количества не превышали фармакологические дозы (от 0,5 до 4 мг/кг). Гистологические исследования показали, что через 1 мес после имплантации макроскопически в местах операции обнаруживаются свежие рубцы с остатками шовного материала. После удаления кожи ендопротезы просматриваются через соединительнотканные прослойки в виде круглого очага на поверхности кости. Микроскопически вниз от суставной головки кости вдоль ендопротеза идет пласт неизмененной перихондральной кости (костная манжетка), который вблизи головки приобретает более грубоволокнистую структуру. Тут же между пучками грубых волокон определяются остеобластические элементы. Вглубь суставной головки перихондральная кость сменяется балками эндохондральной кости, между которыми определяются внедрившиеся языки ендопротеза (рис. 2). С противоположной стороны вниз от суставной головки участок неизмененной кости вновь переходит в грубоволокнистую первичную кость, богатую остебластическими элементами. Ближе к надкостнице в этом месте имеется микроочаг круглоклеточной инфильтрации. Ниже по диафизу кости восстанавливается нормальная структура перихондральной кости. Нижний край ендопротеза прилегает к участку костного мозга. Через 3 мес во всех случаях имплантации макроскопически место операции на коже не определялось. Под кожей картина была аналогична предыдущему сроку. Микроскопические фрагменты ендопротезов в изучаемых срезах расположены между мышцами, надкостницей и фрагментом кости. От первых двух они отделены тонкой соединительнотканной капсулой, которая состоит из пучков коллагеновых волокон, ориентированных вдоль ендопротезов, и зрелых веретеновидных фибробластов, вытянутых цепочками между пучками волокон. От внутренней части капсулы местами отходят тяжи, врастающие в щели между фрагментами полимера (рис. 3). Прилегающие к ендопротезам фрагменты кости состоят из молодой грубо волокнистой костной ткани, содержащей остеобласты, далее переходящей в молодую хрящевую ткань. В глубине хрящевой ткани также обнаруживаются островки грубоволокнистой молодой кости и скопления остеобластов и остеокластов. Можно предположить наличие в данном случае первичной костно-хрящевой мозоли и имеющемся на данном сроке процессе перестройки ее в грубоволокнистую кость. В некоторых соединительнотканных тяжах, внедрившихся в ендопротез, также обнаруживаются клеточные элементы остеобластического ряда, которые, возможно, дадут начало костеобразованию в данном регионе. Регенераторный процесс идет, в основном, по типу вторичного костного сращивания с предварительным образованием костно-хрящевой мозоли, с дальнейшей перестройкой в зрелую кость (рис. 4). Однако, не исключено развитие кости между фрагментами ендопротеза непосредственно из проросшей сюда соединительной ткани. На основании проведенных исследований можно отметить, что уже через 1 мес после операции вокруг ендопротезов наблюдается регенерация костной ткани, источником для которой служат края дефектов пери- и эндохондральной кости. Со стороны надкостницы на данном сроке отмечаются микроочаги асептического воспаления, что является результатом травматического ее повреждения. Через 3 мес вблизи надкостницы и мягких тканей имеется капсула, характерная на данном сроке для всех инертных материалов. В то же время продолжается процесс восстановления кости в виде грубоволокнистых костных очагов, заполняющих дефекты в ендопротезе, и постепенно формирующихся в зрелую кость, отвечающую требованиям данного региона. Выводы 1. Физико-механические и физико-химические исследования полимерных образцов до и после имплантации свидетельствуют об их биостабильности на протяжении 6 мес испытания, что позволяет использовать их в качестве ендопротеза. 2. Динамика выхода левамизола in vitro свидетельствует о том, что в организм не будут поступать дозы лекарственного препарата, превышающие фармакологические. 3. Полиуретановые ендопротезы, содержащие в своем составе биологически активные соединения, полностью восполняют костные дефекты, не вызывают отрицательных реакций со стороны костной ткани, стимулируют процессы костеобразования. Литература |