Содержание к диссертации
Введение
Глава I. Использование полимерных материалов для эндопротезиро-вания и методы оценки их совместимости с биологическими тканями .
1.1. История вопроса 9
1.2. Классификация материалов для эндопротезирования, используемых в медицине 10
1.2.1. Биологические имплантаты 11
1.2.2. Небиологические полимерные материалы 12
1.3. Характеристики биосовместимых гидрогелей и предъявляемые к ним требования 15
1.4. Химическое строение полиакриламидных гидрогелей. 17
1.5. Морфологические исследования тканей 18
1.6. Использование акустического метода для оценки состояния кожи 20
1.7. Применение метода электронного парамагнитного резонанса для изучения микровязкости в биологических системах 26
1.7.1. Метод спинового зонда... 27
1.7.2. Основные направления использования метода ЭПР. 30
1.8. Использование адгезионного метода и метода инфракрасной спектроскопии для изучения полимерных систем, используемых в медицине 34
1.9. Биологически активные композиционные системы 35
1.10. Возможности метода капиллярного всасывания для изучения биологически активных компонент систем.. 36
Глава II. Материалы и методы исследования
2.1. Полиакриламидные гидрогели, использованные в работе 40
2.2. Экспериментальный и биопсийный материал 41
2.3. Морфологические методы исследования 44
2.4. Акустический метод 55
2.4. Метод электронного парамагнитного резонанса 50
2.5.1. Спиновые зонды. Структурные формулы 50
2.5.2. Способы получения информации из спектров ЭПР. 51
2.6. Адгезионный метод 54
2.7. Метод капиллярного всасывания 55
2.8. Фотографический метод 59
2.9. Метод инфракрасной спектроскопии 59
2.10. Статистическая обработка ... 60
Глава III. Изменение механических свойств кожи после введения полиакриламидных гидрогелей
3.1. Методика измерений акустических параметров 61
3.2. Динамика изменения скорости распространения поверхностных волн AV 63
3.3. Результаты через 30 суток 71
3.4. Динамика изменения положительной анизотропии 73
Глава IV. Изучение структурных изменений в тканях после введения различных полиакриламидных гидрогелей подкожно и внутримышечно с помощью методики спинового зонда .
4.1. Исследование взаимодействия спиновых зондов с гидрогелями до введения в организм 82
4.2. Исследование взаимодействия спиновых зондов с гидрогелями, экстрагированными из тканей животных 84
4.2.1.Исследование образцов тканей после подкожного введения гидрогелей 84
4.2.2.Исследование образцов тканей после внутримышечного введения гидрогелей 88
4.3. Исследование радикальной активности в образцах тканей, с введенными в них ПААГ 91
Глава V. Морфологическое подтверждение функциональных изменений тканей под воздействием гидрогелей
5.1. Морфологические изменения, возникающие после введения гидрогеля «Аргиформ». 100
5.2. Морфологические изменения, возникающие после введения гидрогеля «Биофарм» 117
5.3. Морфологические изменения, возникающие после введения
гидрогеля «Интерфалл» 132
Глава VI. Характеристика скорости проникновения гидрогелей через пористые носители. 153
Глава VII. Характеристика изменений возникающих в гидрогелях при осложнениях, по адгезионной прочности и спектроскопическим характеристикам 156
Глава VIII. Обсуждение результатов 161
8.1. Анализ данных акустического метода 165
8.2. Анализ данных метода электронного парамагнитного резонанса 164
8.2.1. Определение степени гомогенности исследуемых образцов 165
8.2.2. Анализ радикальной активностиобразцов.. 166
8.3. Взаимосвязь данных акустического сканирования тканей и гистологических исследований 168
8.4. Метод капиллярного впитывания в изучении микровязкости гидрогелей 174
8.5. Предполагаемые патофизиолгические аспекты осложнений 175
Выводы 177
Практические рекомендации 179
Список литературы. 180
- Характеристики биосовместимых гидрогелей и предъявляемые к ним требования
- Динамика изменения скорости распространения поверхностных волн AV
- Исследование взаимодействия спиновых зондов с гидрогелями до введения в организм
- Морфологические изменения, возникающие после введения гидрогеля «Аргиформ».
Введение к работе
Актуальность работы
Применение полимерных материалов в хирургии в настоящее время является одним из важнейших направлений [2,27,171,176,178]. Несмотря на то, что многие полимерные материалы широко употребляются в медицине, использование их в качестве препаратов для увеличения объема мягких тканей началось не так давно.
В настоящее время развитие аллопластики ставит много важных проблем в области создания биосовместимых материалов, биологии тканей, контактирующих с полимером, совершенствования хирургических методов их введения в организм. Очевидно, что решение этих задач должно осуществляться совместными усилиями специалистов в области высокомолекулярных соединений, медицины и биологии [81].
Опыты по изучению влияния полиакриламидных гидрогелей на ткани организма, проводимые ранее, не давали желаемой информации [37,54]. Причина неудач заключалась в том, что при исследовании обращалось внимание лишь на реакцию организма или ткани на введенный имплантат и не учитывалось химическое строение ПААГ [43]. Кроме того, несмотря на широкое клиническое применение, морфологические исследования реакции тканей на ПААГ не достаточно полны [107], до сих пор остаются неясными механизмы процессов, происходящих в местах контакта «ПА-АГ-ткань». В доступной нам литературе не удалось найти данных по сравнительному анализу влияния ПААГ «Интерфалла», «Биофарма» и «Аргиформа» на ткани.
Анализ ряда работ [152,154,158,161,174,175] позволил выяснить достаточно высокую информативность акустического метода как метода диагностики, оценки эффективности лечения и изучения биомеханических свойств кожи.
Поскольку он претендует на роль весьма перспективного метода индивидуальной оценки биомеханических свойств тканей, что обусловлено его безопасностью, неинвазивностью, быстротой выполнения измерений и достаточно высокой точностью, мы посчитали целесообразным его использование в данной работе для определения реакции кожи на введение имплантата.
Проблема адекватного применения материалов для эндопротезиро-вания требует привлечения специальных методов и средств количественной оценки состояния тканей организма после их воздействия. К одним из таких методов можно отнести метод электронного парамагнитного резонанса, который позволяет получать уникальную информацию, необходимую для понимания развития патологических процессов в тканях. Анализ данных, посвященных этой проблеме [88,105,150], позволяет предположить, что метод электронного парамагнитного резонанса может быть использован и для оценки изменения тканей после хирургических вмешательств.
Как известно, выбор того или иного полимерного материала для аллопластики определяется в зависимости от срока восстановления нормального состояния органа (ткани). Эта проблема является сложной, поскольку для ее решения необходимо знание о тонких механизмах взаимодействия в межфазном слое полимера с тканями организма и его физиологически активными средами, а также физико-химических изменениях, которые могут происходить в имплантируемом материале. Методами, позволяющими разобраться в этой проблеме, могут быть:
- адгезионный метод (ранее применимый для исследования адгезионных свойств высокомолекулярных соединений [117,118] и позволяющий определить кинетику формирования межфазного слоя между исследуемым ПААГ и подложкой),
- метод капиллярного впитывания (для исследования скорости миграции водных компонент ПААГ в пористые пленки, с целью обоснования их взаимодействия с тканями),
- ИК-спектроскопия (для изучения свойств ПААГ).
Привлечение достаточно большого количества методов, предлагаемых в работе, обусловлено тем, что параллельно с медико-биологическими исследованиями ткани и органов необходимо проводить тщательное изучение физико-химических изменений, происходящих в полимере под влиянием организма. Иными словами, решение проблемы использования полимерных имплантатов в хирургии должно быть комплексным.
Цель работы
В связи с вышесказанным целью работы явилось изучение реакции организма на введение полиакриламидных гидрогелей. Для решения поставленной цели были сформулированы следующие задачи:
провести анализ биологических тканей при различных способах введения ПААГ методом электронного парамагнитного резонанса и акустическим методом;
разработать объективные критерии для оптимизации введения ПААГ в ткани;
осуществить морфологические исследования для подтверждения функциональных изменений тканей под воздействием различных ПААГ;
найти адекватные физические методы для оценки свойств ПААГ, важных при использовании их в качестве имплантатов;
провести сравнительный анализ данных, полученных для различных ПААГ.
Научная новизна.
Совокупность полученных данных позволяет выявить особенности взаимодействия и динамику процессов в месте контакта ПААГ с тканями.
Впервые для быстрой оценки свойств ПААГ, используемых в пластической хирургии, предложено использовать метод капиллярного впитывания и адгезионный метод.
Впервые различными методами прослежена динамика формирования капсулы после разных способов введения ПААГ (подкожного и внутримышечного) и после введения трех разных типов ПААГ «Интерфалла», «Биофарма» и «Аргиформа» в сравнительном аспекте.
Показано, что при инъекционном введении ПААГ важно учитывать естественное натяжение фрагментов кожи в месте введения.
Установлена целесообразность совокупного использования гистологического метода, акустического метода и метода электронного парамагнитного резонанса для оценки взаимодействия ПААГ с тканями.
Практическая ценность. Разработаны методики исследования полиакриламидных гидрогелей с помощью адгезионного метода и метода капиллярного впитывания.
а) Показано, что адгезионный метод позволяет объективно сравнивать и
оценивать свойства ПААГ. При этом он отличается отсутствием необхо
димости наличия большого количества исследуемого материала, специ
альной подготовки образцов.
б) Метод капиллярного впитывания прост, его данные позволяют опре
делять реологические свойства полимера. Этот метод подходит для предва
рительной экспресс-оценки свойств ПААГ.
Анализ полученных данных помог выявить, что информативным сроком для анализа полученных акустических параметров является срок 30 суток после имплантации ПААГ. Согласно данным гистологии именно к этому времени завершаются процессы созревания и ремоделирования соединительной ткани.
Апробация работы
Результаты диссертации докладывались и обсуждались на Пироговской студенческой научной конференции (Москва, 1999, 2000, 2001); на
Всероссийской конференции молодых ученых "Математическое моделирование в естественных науках" (Пермь, 2000); X сессии Российского акустического общества (Москва, 2001); 7-ой Всероссийской конференции студентов физиков и молодых ученых (Екатеринбург-Санкт-Петербург, 2001); VI Всероссийской конференции по биомеханике 'Ъиомеханика -2002" (Нижний Новгород, 2002); ХП международном форуме "Медико-экологическая безопасность, реабилитация и социальная защита населения" (Турция, 2002); Международной конференции "Опыт интеграции научных исследований НИИ-ВУЗ-клиника" (Москва, 2002); ХШ международном симпозиуме "Международный год воды-2003" (Австрия, 2003); IV конгрессе по пластической, реконструктивной и эстетической хирургии с международным участием (Ярославль, 2003); VII Всероссийской конференции по биомеханике "Биомеханика - 2004" (Нижний Новгород, 2004). Публикации
Результаты исследования опубликованы в 15 работах в центральной отечественной научной печати, а также в материалах симпозиумов и конференций.
Объем и структура диссертации.
Диссертация состоит из введения, обзора литературы, главы, посвященной материалам и методам исследования, 5-ти глав по результатам собственных исследований, обсуждения результатов и заключения, выводов, практических рекомендаций и списка цитируемой литературы.
Работа изложена на 211 страницах машинописного текста, иллюстрирована 77 рисунками, содержит 19 таблиц. Указатель литературы включает 274 источника, из которых 175 на русском языке и 99 на иностранном языке.
Обзор литературы.
Характеристики биосовместимых гидрогелей и предъявляемые к ним требования
Биосовместимый гидрогель (ПААГ) предназначен для исправления косметических или функциональных дефектов (например, голосовых свя 16 зок, голеней и т.д. путем их эндопротезирования), для создания внутритканевых депо лекарственных препаратов пролонгированного действия, для использования в качестве электропроводных имерсионных сред и для пожизненного тампонирования каверн [107]. Введенный в организм полимерный имплантат находится с ним в определенном взаимодействии. В связи с этим к имплантируемым изделиям из полимерного материала предъявляется ряд обязательных требований [175]. Важнейшими из них являются: - длительное сохранение формы и размеров эндопротезируемого органа независимо от возраста, в котором была проведена коррекция; - максимально возможная биосовместимость и отсутствие реакции отторжения; - отсутствие канцерогенности; - отсутствие аллергических реакций; - минимальная травматичность и длительность имплантации; - отсутствие грубого капсулирования; - свободное протекание метаболических процессов в зоне, заполненной биосовместимым материалом; - возможность использования больших доз имплантируемого материала. Общими противопоказаниями для коррекции с помощью ПААГ являются [11]: наличие тяжелых соматических заболеваний в стадии декомпенсации, злокачественные новообразования, острые воспалительные заболевания жизненно важных органов и систем, нарушение психического состояния больного. Относительными противопоказаниями являются: угревая болезнь, сахарный диабет, проявления вирусных или грибковых инфекций на коже, гемофилия, а также недавнее проведение таких процедур, как лазерный или химический пилинг [11].
Характеристики ПААГ были определены в ряде работ. При исследовании цитотоксичности и потенциальной мутагенной активности ПААГ обнаружено следующее: показатели, характеризующие морфофункцио 17 нальное состояние клеток в опыте, колебались в пределах контрольных цифр [37]. Формы патологии митоза встречались с той же частотой, что и в контроле. ПААГ не вызывал местных аллергических реакций и гемодина-мических расстройств [42,55,109]. Каких-либо признаков его канцерогенного воздействия на ткани исследователям выявить не удалось [113]. Определение потенциальной канцерогенной активности ПААГ методом им-мунодетекции органоспецифических опухолеассоциированных антигенов также дало отрицательный результат [98].
Помимо этого выявлено отсутствие его эмбриотоксического воздействия [122]. Обнаружено, что при непосредственном контакте ПААГ с донорской кровью проявления гемолиза находятся в пределах величин, не отличающихся от контрольных образцов [74]. Установлено, что внутри-брюшинное введение ПААГ не влияет на содержание общего белка и мочевины в сыворотке крыс, а также на активность трансаминаз и щелочной фосфатазы [108]. Выявлено, что основные биохимические и цитологические показатели крови при внутрибрюшинной имплантации ПААГ находятся в пределах физиологической нормы [168]j Рядом исследователей методом ЯМР-спектроскопии не обнаружена деструкция полимера, что является доказательством прочности связей в молекуле гидрогеля [123].
Одной из важных характеристик ПААГ является возможность вводить его в количествах, которые необходимы для достижения положительного функционального, косметического или лечебного эффектов [46,64]. Это достигается благодаря его консистенции. ПААГ впервые начали применять в пластической хирургии в 1982-83 годах. Однако были отмечены многочисленные случаи осложнений, которые были связаны с недостатками технологии производства и методики введения. В настоящее время в России применяют несколько видов ПААГ. По-лиакриламидные гидрогели, именуемые в соответствии с патентом Рос 18 сийской Федерации №2034465 от 19.05. 1998 года как «средство для инъекций при эндопротезировании», на 95-97% состоят из воды [107]. ПААГ содержит поперечносшитый полиакриламид, полученный с использованием биосовместимого сшивающего агента. В качестве такового применяют преимущественно метиленбисакриламид, а в качестве инициатора полимеризации выступает смесь персульфата аммония и тетраметилэтилендиами-на. Содержание указанного полимера в ПААГ от 3 до 5 %. Такой состав способствует повышению формоустойчивости и стабильности массивных имплантатов, и, следовательно, косметической эффективности, допускающей инъекционное введение ПААГ. 1.5. Морфологические исследования тканей. Изменения, происходящие в тканях после введения полиакриламид-ных гидрогелей, ранее уже были изучены рядом авторов: Анализировалась реакция подкожной клетчатки человека на длительное пребывание в ней гидрогеля «Интерфалл» [42]. Каких-либо признаков воспалительной реакции не обнаружено. ПААГ не рассасывался, постоянно присутствовал в ткани в месте его введения, прорастая нежноволокнистой соединительной тканью. Показано, что материал является инертным, не обладает раздражающим действием, поскольку отсутствовали некротические и дистрофические изменения; не вызывает гемодинамических расстройств. Сравнительная оценка эндопротезирования молочных желез гидрогелевы-ми и силиконовыми эндопротезами позволила выявить, что через 1,5 года после операции ПААГ не отторгается, не рассасывается, не фрагментиру-ется и не деструктируется с выносом продуктов распада в кровеносную или лимфатическую систему [55].
Динамика изменения скорости распространения поверхностных волн AV
В настоящее время не изучены как физиологические механизмы органического совмещения живой ткани в ранний период после вторжения в нее чужеродного материала, так и биомеханические аспекты использования инертных полимерных материалов для пластической хирургии. Критерии предварительной оценки свойств полимерных материалов также практически не разработаны. Вместе с тем, операции, проводимые в Институте пластической хирургии и косметологии, указывают на связь успеха коррекции формы мягких тканей с содержанием воды в ПААГ и ее состоянием. Состояние воды влияет на вязкоупругие свойства ПААГ [108], что может определять результаты контурных операций.
В связи с этим важны как гистологические эксперименты, так и попытки найти связь между ними и некоторыми биомеханическими характеристиками гидрогелей.
Существующие методы оценки состояния воды в гидрогелях (метод дифференциальной сканирующей калориметрии, метод вынужденных колебаний) весьма трудоемки и требуют специального оборудования [40,89].
Вместе с тем, если параметр (количество свободной воды) определяет результаты контурных операций, то целесообразно разработать экспресс -метод оценки ее доли в гидрогелях, не связанный со сложной лабораторной техникой. Одним из таких методов может быть наблюдение за движением воды из ПААГ с помощью пористых носителей для фильтрации. Исследования последнего времени, проводимые в Институте прикладной механики Российской Академии наук, показали, что эти пористые пленки являются простым и эффективным инструментом для исследования реологических свойств значительного числа биологических жидкостей, водных растворов и других сред [23].
В данном случае для оценки прогноза взаимодействия ПААГ с биологическими тканями используются характеристики впитывания свободных компонент воды в пористые пленки с известным диаметром пор. При этом важным является определение, прежде всего, физических закономерностей взаимодействия полиакриламидных гидрогелей с тканями. Для этого необходимо провести: 1. исследование скорости миграции водных компонент ПААГ в пористые пленки, как возможное основание прогноза их взаимодействия с тканями; 2. визуализацию и количественную обработку процесса. Полиакриламидные гидрогели хранились в стеклянных бюксах при температуре 10-12С. ПААГ вынимали из холодильника за 60 минут до начала их исследования. Температура окружающей среды была 25 ± 2С. Статистическую обработку результатов проводили с использованием стандартных формул (Пустыльник Е.И., 1968). На графиках и диаграммах представлены средние значения из серии не менее 3-х измерений. При помощи данного метода были проанализированы три типа ПААГ- «Интерфалл», «Биофарм» и «Аргиформ». Для этого пористый материал (специально обработанная в камере с повышенной влажностью полиамидная пористая пленка) помещали в устройство, обеспечивающее горизонтальное расположение поверхностей. Затем к нижней поверхности горизонтально расположенной пленки подводили полости с исследуемыми образцами ПААГ. При первичном исследовании все полости были заполнены одним и тем же гидрогелем, при проведении сравнительного анализа - тремя. Микрофотографии пористых пленок, используемых в эксперименте, представлены на рис.9. В качестве носителя в работе были использованы пористые фильтры типа Химифил с диаметром пор 0,65; 1,2 и 5 мкм любезно предоставленные д.б.н. Снегиревой Н.С. При помощи специально изготовленного устройства одновременно регистрировалось появление свободной воды на верхней поверхности пористой пленки, при одновременном приведении гидрогелей в контакт с нижней стороны образца полиамидного пористого материала. При проникновении свободной воды ПААГ через пористый материал на верхней стороне его образуется пятно, по оптическим свойствам отличающиеся от непропитанных водой участков (они остаются непрозрачными, в то время как вода, проникшая через пористый материал, изменяет коэффициент отражения, делая его ниже по значению). В экспериментах анализировали площадь поверхности проникновения ПААГ через 10, 20, 30, 40 секунд после контакта исследуемого геля и пористого носителя, затем через 1, 5, 10, 15, 20, 25 и 30 минут. Дальнейшие измерения мы считали нецелесообразными, так как изучаемый параметр по истечении указанного времени перестал изменяться.
Известно, что иммобилизация исследуемых объектов может проводиться на стенках пор носителя, как в режиме пропускания исходной системы через пористую пленку под давлением, так и только под действием капиллярных сил. Исследуемые типы ПААГ проникали через полимерный фильтр при отсутствии внешнего воздействия.
Исследование взаимодействия спиновых зондов с гидрогелями до введения в организм
Необходимость в проведении данного эксперимента определялась тем, что в клинике на практике используют 2 способа введения гидрогелей: подкожный и внутримышечный. Эффективность их применения до сих пор обсуждается. Для нас было интересно исследовать возможные изменения в распределении спиновых зондов в системе гидрогель-ткань после внутримьппечного введения гидрогеля и его пребывания в организме в течение определенного времени. Как и при подкожном введении. Мы брали два срока после имплантации гелей - 14 и 30 суток. На 14 сутки после введения ПААГ были получены результаты, представленные на рис.26. Как видно из рис.26, регистрируемые изменения величины І.іЯо более выражены для спинового зонда 18z. Это соотношение максимально в серии «Интерфалл», на 6,75% меньше для «Биофарма» и на 18,41% - для «Аргиформа». По сравнению с данными рис.24, полученными на 14 сутки после подкожного введения, наблюдается уменьшение степени однородности микроокружения спиновых зондов 6z и 18z для всех ПААГ. При использовании спинового зонда 18z это изменение в равной степени выражено для гидрогелей «Интерфалл» и «Аргиформ» и составляет 0,063 и 0,057 соответственно, при использовании спинового зонда 6z это изменение наиболее выражено для «Интерфалла» (0,065). Через 30 суток после введения гидрогелей степень анизотропии микроокружения зондов изменилась (рис.27). Наблюдается увеличение величины І_іЯ0 для спиновых зондов 6z и 18z у всех гидрогелей по сравнению с данными рис.26. Это изменение при анализе спектров с использованием спинового зонда 6z наиболее выражено для гидрогеля «Аргиформ» (0,112), наименее отчетливо проявляется для гидрогеля «Интерфалл» (0,092). Для гидрогеля «Биофарм» величина изменения Li/Io составляет 0,111. При анализе спектров, полученных с использованием спинового зонда 18z, это изменение наиболее выражено для гидрогеля «Аргиформ» и составляет 0,064. Общая тенденция к уменьшению степени анизотропии микроокружения зондов от гидрогеля «Интерфалл» к «Биофарму» и «Аргиформу» остается той же. При анализе результатов, полученных через 14 (рис.26) и 30 суток (рис.27) после внутримышечного введения, обнаружено следующее: величина Li/Io увеличивается (что косвенно может свидетельствовать о возрастании гомогенности микроокружения спинового зонда) для гидрогелей «Интерфалл», «Биофарм» и «Аргиформ» с использованием спинового зонда 6z и спинового зонда 18z. При использовании спинового зонда 6z - это изменение наиболее выражено для ПААГ «Аргиформ», при использовании 18z - для «Интерфалла». Если связывать изменение параметра Li/Io с изменением анизотропии микроокружения зонда, можно констатировать следующее: - через 30 суток после имплантации симметрия микроокружения спинового зонда увеличивается по сравнению с 14 сутками; - после подкожного введения по сравнению с внутримышечным величина Li/Io выше. Таким образом, гомогенность образцов гидрогеля, экстрагированного из ткани, существенно зависит как от вида гидрогеля, так и от способа введения в ткань. Наибольшей однородностью обладали образцы полиакриламидного гидрогеля «Интерфалла» по сравнению с «Аргиформом» и «Биофармом». После подкожного введения всех трех ПААГ отмечается большая однородность имплантата, чем после внутримышечного. Кроме того, с течением времени степень гомогенности увеличивается, и при сроке 30 суток однородность образцов полиакриламидных гидрогелей значительно выше по сравнению с 14 сутками.
Морфологические изменения, возникающие после введения гидрогеля «Аргиформ»...
Через 24 часа после подкожного введения гидрогеля «Интерфалл» (рис.48 АДВ). Гидрогель находится под поверхностной фасцией на глубине 1,6-1,8 мм в виде сетевидно расположенных базофильных пластов. В фасции и подкожной мышце кровеносные сосуды полнокровны, видны диффузные лейкоцитарно-макрофагально-лимфоцитарные инфильтраты.
В области инъекции в эпидермисе наблюдается нарушение целостности. Дерма утолщена до 1,2 мм, в ней определяются отек, кровоизлияния (травматическое повреждение сосудов при инъекции), диффузный макро-фагально-лимфоцитарный инфильтрат с наличием СЯН, что является проявлением дерматита.
В тот же срок после внутримышечного введения (рис.48 Г). Гидрогель расположен в перимизии и эндомизии, распределяясь в виде сетевид-ной базофильной субстанции по соединительнотканным прослойкам различной толщины. В ячеях этой сети видны форменные элементы крови. Сосуды эндомизия и перимизия кровенаполнены, в ткани виден парава-зальный лимфоидно-макрофагальный инфильтрат с примесью СЯН, что свидетельствует о наличии миозита. В области инъекции наблюдаются разрывы мышечных волокон, которые теряют поперечную исчерченность, имеют неравномерную базофильно-эозинофильную окраску и неодинаковую ширину за счет сокращения. Здесь отмечаются кровоизлияния и воспалительная инфильтрация.
Через 7 суток после подкожного введения гидрогеля «Интерфалл» (рис.49 А,Б). Гидрогель окружен тонкой капсулой (толщина 120-200 мкм), сформированной молодой соединительной тканью. Пучки KB капсулы извитой конфигурации, толщиной 3-5 мкм, количество капилляров составляет 2-4, фибробластов - 45-55. Внутренний слой капсулы плотно инфильтрирован макрофагами, наблюдаются гигантские многоядерные клетки. Кровеносные сосуды капсулы полнокровны, с периваскулярной лимфоидно-макрофагальной инфильтрацией. Отсюда отдельные тяжи соединительной ткани внедрены в гидрогель и распределены в ячеях среди его фрагментов на глубине 60-84 мкм.
Эпидермис с явлениями спонгиоза. Толщина дермы не изменяется и составляет 1,2 мм. Наблюдается отек дермы, диффузная макрофагально-лимфоцитарная инфильтрация и явления васкулита. Толщина коллагено-вых волокон составляет 8-12 мкм, количество капилляров 1-2, фибробла-стов увеличено до 45-55. Локализация и конфигурация гидрогеля не изменяются, но в нем видны вакуоли, в которых находятся СЯН и макрофаги. Цитоплазма последних содержит включения, что свидетельствует о резорбции геля.
В тот же срок после внутримышечного введения (рис.49 В,Г,Д). Локализация и конфигурация гидрогеля в перимизии и эндомизии остается прежней. Он окружен тонкой капсулой (толщина 120-250 мкм), сформированной хорошо структурированными пучками KB толщиной 3-5 мкм, хорошо васкуляризованной (2-3 капилляра) и богатой фибробластами (35-40). Соединительно-тканные тяжи проникают среди частиц гидрогеля на глубину 30-60 мкм. Перифокально от области его расположения наблюдаются явления острого миозита.
Через 14 суток после подкожного введения гидрогеля «Интерфалл» (рис.50 А и рис.51 АДВ). Локализация и конфигурация гидрогеля остаются прежними. В поверхностные его слои внедрены толстые тяжи соединительной ткани (60-80 мкм) на глубину 84-120 мкм, так что частицы гидрогеля оказываются заключенными в капсулу. Толщина капсулы увеличена до 480-1000 мкм, толщина пучков KB возрастает до 6-8 мкм, количество капилляров составляет 2-4, фибробластов 45-55. Среди KB определяются немногочисленные эластические волокна. Капсула инфильтрирована макрофагами, лимфоцитами, наблюдаются гигантские многоядерные клетки. Эпидермис с признаками спонгиоза. Толщина дермы варьирует в пределах 1,2-1,4 мм, толщина пучков KB составляет 8-12 мкм, количество фибробластов - 15-20, кровеносных капилляров-1-2. Отмечается диффузная лим-фоцитарно-макрофагальная инфильтрация дермы и явления васкулита.
В тот же срок после внутримышечного введения (рис.50 Б и рис.51 Г, Д,Е). Локализация и распределения гидрогеля не изменяются. Толщина его капсулы возрастает до 250-300 мкм. Толщина пучков KB составляет 6-8 мкм, между ними определяются эластические волокна. Количество фибробластов и капилляров не изменяется по сравнению с предыдущим сроком и составляет соответственно 35-40 и 2-3. Тяжи соединительной ткани проникают среди частиц геля на глубину 80-100 мкм. Наблюдается макро-фагально-лимфоцитарная инфильтрация капсулы.
Осложнение после внутримышечного введения гидрогеля «Интер-фал» проявилось в следующем. Капсула толстая (0,9-1,2 мм), сформирована грануляционной тканью, которая плотно инфильтрирована СЯН, макрофагами, многочисленными гигантскими многоядерными клетками. Видны гранулемы инородных тел с гигантскими многоядерными клетками. Вокруг частиц гидрогеля, заключенных в капсулу, отмечается скопления макрофагов. При этом его частицы вакуолизированы, а в вакуолях видны макрофаги, цитоплазма которых содержит включения, что указывает на макрофагальную резорбцию частиц гидрогеля. Кровеносные капилляры капсулы кровенаполнены. Наблюдаются старые кровоизлияния и скопления сидерофагов вокруг них. Содержимое капсулы - фрагменты гидрогеля, вакуолизированные и окруженные макрофагами и гигантскими многоядерными клетками, лейкоциты, макрофаги.
