Экспериментальное обоснование применения для костной пластики пористого минералонаполненного композита полилактида, подвергнутого воздействию сверхкритической среды СО#32#1. Семикозов Олег Витальевич

Содержание к диссертации

Введение

ГЛАВА 1. Биорезорбируемые полимеры, их свойства и применение в медицине. обзор литературы 10

1.1. Применение искусственных материалов для костной пластики 10

1.2. Типы биорезорбируемых полимеров 16

1.3. Полилактид и его свойства 20

ГЛАВА 2. Материалы и методы исследования 40

2.1. Технология получения однородно наполненных гидроксиапатитом полилактидных и полилактогликолидных композитов методом литьевого прессования с последующей обработкой сверхкритическим диоксидом углерода 40

2.2. Исследование физико-механических свойств исходных образцов 47

2.3. Методика сканирующей электронной микроскопии образцов 48

2.4. Метод патоморфологического исследования костной ткани 49

ГЛАВА 3. Результаты исследования 51

3.1. Физико-механические свойства однородно наполненных гидроксиапатитом полилактидных и полилактогликолидных композитов, полученных методом литьевого прессования с последующей обработкой сверхкритическим диоксидом углерода 51 \

3.2. Исследование физико-механических свойств образцов после обработки ск-С02 57

3.3. Структура образцов из полилактида и полилактогликолида содержащих ГАП и подвергнутых воздействию ск-СОг 60

ГЛАВА 4. Гистоморфологическая характеристика реакции костной ткани на введение имплантатов из полилактида и полилактогликолида 73

Глава 5. Обсуждение результатов исследования 116

Выводы 127

Практические рекомендации 129

Список литературы 130

• Применение искусственных материалов для костной пластики
• Технология получения однородно наполненных гидроксиапатитом полилактидных и полилактогликолидных композитов методом литьевого прессования с последующей обработкой сверхкритическим диоксидом углерода
• Методика сканирующей электронной микроскопии образцов
• Структура образцов из полилактида и полилактогликолида содержащих ГАП и подвергнутых воздействию ск-СОг

Введение к работе

Актуальность проблемы

Синтетические биорезорбируемые композиты с каждым годом все шире используются для создания эндопротезов и скрепляющих устройств в остеопластике для решения многих проблем в травматологии, ортопедии и челюстно-лицевой хирургии. Однако проблемы создания резорбируемых искусственных заменителей кости до настоящего времени окончательно не решены, несмотря на обилие публикаций по этому вопросу (М. Vert, 1989 и др). Одной из проблем медицины остается создание пористых биорезорбируемых композиционных материалов, которые бы обладали более высокой остеоинтегративной активностью, благодаря врастанию в свободные пространства вновь образованной костной ткани с сохранением высокой механической прочности.

Доказано, что введение в состав композитных материалов синтетического гидроксиапатита улучшает биологические и механические свойства имплантатов (Shikinami, М. Okuno, 2001; В.А. Бондаренко, А.П. Краснов и др. 2002; А.Р. Krasnov и др., 2003; Ю.И. Чергештов, 2002; А.И. Воложин, 1997-2003), что создает новые возможности получения биорезорбируемых композитов. Имеются данные об усилении остеоинтегративных свойств высокомолекулярного полилактида, наполненного синтетическим гидроксиапатитом. Однако дальнейшее улучшение биологических свойств полилактида может быть осуществлено путем создания пористости этого композита. Согласно данным литературы пористость является важной характеристикой остеопластического материала, причем оптимальным размером пор является 100-200 мкм, что создает оптимальные условия для контакта с костной тканью и врастанию вновь образованных трабекул в свободные пространства композита. Одним из эффективных методов создания пор в композиционных материалах является использование метода сверхкритической среды СОг (В.К. Попов и

4 др., 1998; 0.3. Топольницкий и др., 2000). Эти и другие работы касались применения этого метода к нерезорбируемым полимерам, таким как полиметилметакрилат. Нет данных относительно режимов применения метода СКС С0₂ для полилактида, принимая во внимание его термолабильность, подверженность гидролизу и другие физико-механические свойства. Неясно, как будет формироваться пористость композита полилактид — гидроксиапатит в зависимости от режимов применения СКС С0₂, включающих температуру, давление в камере, продолжительности воздействия газовой среды. От этих параметров, по-видимому, зависит не только пористость, но и скорость резорбции при введении в костную ткань и интеграция с вновь образованными костными структурами. Для решения этой актуальной медицинской проблемы необходимо проведение комплексного исследования, включающего лабораторные физико-химические, механические и экспериментальные исследования на биологических объектах, прежде чем рекомендовать новый остеоопластический материал для клинической практики.

На основании вышесказанного были сформулированы цель и задачи исследования.

Цель работы: изучить физико-химические, механические и остеоинтегративные свойства полимера полилактида, наполненного гидроксиапатитом и подвергнутого воздействию сверхкритической среды С0₂ для создания пористости и предназначенного для остеопластики.

Задачи исследования

1. Отработать технологию получения композитов на основе полилактида
и полилактогликолида, наполненных синтетическим

гидроксиапатитом, определить оптимальный режим ск-С0₂

5 воздействия для получения контролируемой объемной пористости материала.

2. Применить метод литьевого прессования для получения наполненных ГАП биорезорбируемых полилактидных и полилактогликолидных композитов. Использовать методы гравиметрии, оптической и сканирующей электронной микроскопии для исследования свойств этих композитов после воздействия ск-С0₂.

3. Изучить физико-механические свойства образцов чистых и наполненных ГАП-наполненных полилактидов и полилактогликолидов полученных методом литьевого прессования до и после их обработки в ск-С0₂. влияние введения ГАП в состав полилактида и полилактогликолида на поверхность и внутреннюю структуру композитов полилактида и полилактогликолида.

5. Определить результат воздействия ск-СОг на поверхность и внутреннюю структуру полимеров полилактида и полилактогликолида, наполненных ГАП.

6. Использовать следующие критерии для оценки реакций костной ткани на введение композиционных материалов в эксперименте: характер и интенсивность воспалительной реакции вокруг имплантатов; выраженность процессов посттравматической реакции костной ткани в виде ее резорбции; скорость и выраженность новообразования и вторичной перестройки костного вещества вокруг имплантатов.

7. Определить особенности влияния «чистых» и ГАП-наполненных
полимерных материалов на. динамику репаративной регенерации
костной раны, образование и перестройку вновь образованной костной
ткани.

8. Оценить влияние обработки в сверхкритической среде диоксида
углерода полилактида и полилактогликолида на их поведение

имплантатов в костной ране и процессы репаративной регенерации костной ткани.

Положения, выносимые на защиту

1. Технология получения композитов на основе полилактида и полилактогликолида, наполненных синтетическим гидроксиапатитом, определение оптимального режима ск-С0₂: временные и температурные параметры этого воздействия для получения контролируемой объемной пористости материала - от 2 до 150%.

2. Отработка технологии получения однородно наполненных ГАП биорезорбируемых полилактидных и полилактогликолидных композитов методом литьевого прессования, исследование взаимодействия биорезорбируемых полимерных материалов и композитов на их основе с газообразным, жидким и ск-С0₂.

3. Изучение поверхности и внутренней структуры образцов композитов на основе полилактида и полилактогликолида, модифицированные введением ГАП и подвергнутые воздействию ск-СОг.

4. Исследование процессов биодеструкции и фрагментации композитных материалов в динамике после их введения в костную рану в эксперименте.

5. Влияние введения ГАП в композитные материалы и их обработки в сверхкритической среде диоксида углерода на процессы формирования костной ткани и ее последующей перестройки.

Научная новизна

Впервые предложена технология получения композитов на основе полилактида и полилактогликолида, наполненных синтетическим гидроксиапатитом, а также определен оптимальный режим ск-С0₂, что позволило получать контролируемую объемную пористость материала - от 2

7 до 150%. Научной новизной отличаются данные, полученные методами гравиметрии, оптической и сканирующей электронной микроскопии, по механизму взаимодействия биорезорбируемых полимерных материалов и композитов на их основе с газообразным, жидким и ск-С0₂. Новыми являются данные о том, что введение минерального наполнителя (ГАП) существенно снижает интенсивность вспенивания полимерных образцов в процессе взаимодействия с ск-С0₂, способствуя сохранению их размеров и формы при формировании заданной пористой структуры. Впервые установлено, что воздействие ск-С0₂ приводит к образованию на поверхности полимеров многочисленных округлых отверстий диаметром от 60 до 200 мкм, связанных с сообщающимися внутренними полостями разного размера. Научной новизной отличаются данные о том, что обработка как «чистых» так и ГАП-наполненных полилактида и полилактогликолида в сверхкритической среде диоксида углерода ускоряет фрагментацию имплантатов в костной ране, способствует образованию костного вещества, которое подвергается перестройке с образованием зрелой костной ткани.

Практическое значение

6. Показана принципиальная возможность создания имплантационных материалов на основе резорбируемых минералнаполненных полимеров — полилактида и полилактогликолида с порами, объем которых можно регулировать путем изменения режимов сверхкритической среды диоксида углерода.

7. Методом литьевого прессования, возможно, получить внутрикостные имплантаты с заданными физико-механическими свойствами и объемом пор из полилактида и полилактогликолида, наполненных ГАП и подвергнутых действию сверхкритической среды диоксида углерода.

8 3. Введение ГАП в состав полилактида и полилактогликолида с последующей обработкой в сверхкритической среде диоксида углерода усиливает остеогенный потенциал имплантата и оптимизирует заживление костной раны.

Объем и структура диссертации

Диссертация написана на 142 страницах машинописного текста, состоит из введения, 5 глав, выводов, практических рекомендаций, списка использованной литературы, в том числе 32 российских автора и 89 иностранных. В диссертации представлено 10 таблиц и 58 рисунков.

Апробация работы

Основные положения и результаты исследований по теме диссертации доложены и обсуждены на совместном совещании сотрудников кафедры патофизиологии стоматологического факультета, кафедр госпитальной хирургической стоматологии и имплантологии, и кафедры госпитальной терапевтической стоматологии июня 2007 года.

Публикации по теме диссертации

8. Ушаков Р.В., Лобанова О.А., Семикозов О.В., Осадчий В.Н. Применение препаратов на основе гидроксиапатита кальция в хирургической стоматологии: Бюл. Вост-Сиб. науч. центра Сиб. отд-ния Рос. акад. мед. наук. - Иркутск, 1996.- №1-2,- С. 83-85

9. Попов В.К., Семикозов О.В., Мокренко Е.В.Способ обработки имплантатов из полилактида для увеличения остеоинтегративной способности материала: Здоровье семьи-XXI век: Материалы IX междунар. науч. конф.- Далянь, Китай-Пермь, 2005. С. 251-252

10. Семикозов О.В., Мокренко Е.В. Гистоморфологическая характеристика реакции костной ткани на введение имплантатов из полилактида,

9 наполненного синтетическим гидроксиапатитом: Естествознание и гуманизм: Сб. науч. работ.- Томск, 2005. Том 2, №3. С. 87-88.

4. Семикозов О. В., Мокренко Е. В. Остеоинтеграция имплантатов из полилактида и морфологическая картина реакции костной ткани: PROGRAM & ABSTRACTS: Мат-лы XII Российско-Японского мед. симпоз.- Красноярск, Россия, 2005. С. 613-614

5. Семикозов О. В. Влияние сверхкритической среды оксида углерода на строение поверхности имплантатов из полилактида: Актуальные вопросы стоматологии: мат-лы межрегион, научно-практ. конф., посвящ. 100-летию созд. Саратовского одонтолог. Общества.- Саратов, 2005. С. 142

6. Попов В. К., Мокренко Е. В., Семикозов О. В., Воложин А. И. Реакция костной ткани на введение имплантатов из полилактида, наполненного синтетическим гидроксиапатитом: Стоматолог.- Москва, 2005., №12. С. 37-42.

7. Семикозов О. В., Мокренко Е.В., Попов В.К., Краснов А.Н., Докторов А.А., Холодов СВ., Воложин А.И. Лабораторное исследование минералонаполненного композита Полилактида, подвергнутого воздействию сверхкритического диоксида кислорода для применения в челюстно-лицевой хирургии.// Стоматология для всех, 2006, №4, С 28-31.

8. Семикозов О. В., Мокренко Е.В., Попов В.К., Краснов А.Н. Получение наполненным синтетическим гидроксиапатитом пористых полилактидных и полилактогликолидных композитов методом литьевого прессования. Материалы 8-го ежегодного научного форума «Стоматология 2006», Москва, 2006, С 297-299.

Применение искусственных материалов для костной пластики

Дефекты костей скелета, возникающие в результате травм, воспалительных процессов, после удаления новообразований, оперативных вмешательств замещаются аллогенными, аутогенными или синтетическими материалами, применение которых имеют как преимущества, так и недостатки. Поэтому выбор материала для костной пластики является актуальной проблемой стоматологии и травматологии. Применение аутокости при заполнении костного дефекта сопровождается довольно быстрой ее резорбцией, и поэтому образование новой костной ткани не всегда успевает за рассасыванием трансплантата (Ш.Ю. Абдуллаев, М.Х. Архипова, 1999; А.В. Папикян, 1999; S. Nyman et al., 1980).

Для аутопластики используется кость, взятая в области крыла подвздошной кости, расщепленное ребро; трансплантат, взятый со свода черепа, применяется при проведении больших черепно-лицевых операций. Однако взятие аутоматериала является травматичной процедурой и увеличивает время костнопластической операции, нередко возникает нагноение в послеоперационном периоде с отторжением трансплантата. Аутотрансплантат часто не консолидируется с материнской костью и образуется ложный сустав или перелом трансплантата (Ф.И. Кислых, 1996).

Аутотрансплантация более эффективна при использовании микрохирургической техники, позволяющей пересаживать кость вместе со сложными лоскутами на питающей сосудистой ножке (S.U. McCormick, 1995; Т. Shirota et al., 1995; J. Hankiss, 1997; С.Я. Меркулов с соавт., 1998). В качестве костнопластического материала для замещения дефектов, чаще, чем аутоматериал, применяются алло- и ксенотрансплантаты, одним из них является деминерализованный костный матрикс. Он содержит активные неколлагеновые белки, названные костными морфогенетическими протеинами, способствующими развитию недифференцированных клеток в зрелые клетки костной ткани (Д.Д. Сумароков, 1991; R. Hatton et al.,1997; К. Kusumoto, 1997; Т. Narase et al., 1997). К недостаткам деминерализований аллокости относится сложность ее заготовки и хранения. Трупный материал может содержать вирусы гепатита, СПИДа и др. Многие виды стерилизации уничтожают остеиндуктивныи компонент трансплантата, но при этом сохраняется риск возникновения иммунного конфликта (Р.К. Абоянц, 1996; К. Fukuta et al., 1992). Отторжение и рассасывание аллогенного трансплантата в результате иммунного конфликта происходит часто - от 6 до 35% случаев (Ю.И. Чергештов с соавт., 1995).

Деминерализованные материалы имеют малую механическую устойчивость и меняют форму при механической нагрузке в силу своей эластичности. Консервация деминерализованной кости в растворе формальдегида снижает ее остеогенные свойства и оказывает выраженное местно-раздражающее действие (Н.А. Плотников, 1979; Г.П. Тер-Асатуров, 1981; И.Я. Ломницкий, Л.Н. Ли, 1991; Дж. Сенфорд, 1996).

В клинике применяются различные комбинированные трансплантаты (А.А. Колесов с соавт., 1988; М.Ю. Назаренко с соавт., 1990; О.З. Топольницкий с соавт., 1992, 1994). К ним относятся поверхностно-деминерализованные органотипичные или кортикальные трансплантаты, обладающие более выраженной остеоиндуктивной активностью. Например, деминерализованный кортикальный трансплантат с использованием изолирующих прокладок объединяет положительные качества различных видов аллокости: остеоиндуктивные свойства, достаточную механическую прочность (М.Ю. Назаренко с соавт., 1990). Большое внимание в литературе уделяется применению синтетических фосфорно-кальциевых соединений в комбинации с аллопластическими материалами. L.B.Kabfh, S.Giowacki (1990) в эксперименте изучили реакцию костной ткани на композитный материал, состоящий из деминерализованной кости и гидроксиапатита. Композит аналогичного состава обладает остеоиндуктивными свойствами за счет деминерализованной кости, в то время как минеральный компонент сохраняет форму и объем имплантата (G.Y. Pettis et al., 1990).

ГА в комбинации с костным субстратом при его имплантации положительно влияет на рост кости (I.M. Pinholt et al., 1991). ГА в сочетании с другими аллотканями успешно применяли для лечения болезней пародонта (S. Oremuno et al., 1990; R.A. Yukna, 1991; M.S. Block et al, 1991; B. Klinge et al., 1992).

Комбинированные трансплантаты, состоящие из кортикальной кости в сочетании с аутогенной костной стружкой и частицами ГА способствуют восстановлению объема и высоты атрофированной нижней челюсти (Р.Е. Haersetal., 1991).

Важным направлением в современной имплантологии является разработка полностью синтетических материалов, которые бы обладали необходимыми для костной пластики свойствами (J.O. Hollinger et all, 1996). С каждым годом это направление в медицине получает все большее развитие вследствие разработки новых, более совершенных материалов. Имплантаты из кораллов и биоактивных керамик, получаемые методом спекания порошкообразных фосфатов кальция, а также биоинертные керамические материалы и стекла имеют слишком большую твердость и низкую эластичность.

К недостаткам применяемых полимеров относятся их токсичность благодаря наличию мономеров, низкомолекулярных олигомеров и технологических примесей, низкая биоактивность и существенное отличие физико-механических характеристик от параметров костной ткани.

Исследования процессов взаимодействия разных полимерных систем с живым организмом включают анализ от первичных клеточных реакций до продолжительного функционирования соединенного с костью имплантата. Научные данные, полученные в результате этих исследований, позволяют осуществлять дальнейший поиск способов синтеза полимерных композиций с заданными характеристиками, чем заняты крупные научно-исследовательские центры. Работы в этом направлении инициированы потребностями медицины в синтетических полимерных материалах медицинского назначения для изготовления различных эндопротезов (И.Л. Кнунянц, 1992; Энциклопедия полимеров, 1974; Eds.S.E. Piscm, 1986). При этом актуальной остается задача снижения неблагоприятного воздействия, материала на ткани живого организма при различных сроках имплантации.

В результате контакта с тканями многих полимеров развиваются два взаимосвязанных процесса: их деструкция под действием биологически активных веществ и взаимодействие с ними продуктов распада полимеров, что может оказать неблагоприятное влияние на организм. Ответная реакция организма на полимер сопровождается, вследствие повреждения тканей, воспалительным процессом (Н.А. Платэ с соавт, 1985). Химическими раздражителями для клеток являются физиологически активные вещества, выделяемые поврежденными клетками и тканями, а также материалами (продукты деструкции, остатки катализаторов, стабилизаторов, наполнителей и т.д.). (D.F. Williams, 1981, Ed.).

Технология получения однородно наполненных гидроксиапатитом полилактидных и полилактогликолидных композитов методом литьевого прессования с последующей обработкой сверхкритическим диоксидом углерода

В работе использовались гранулы исходных полимеров — D,L-полилактид (Medisorb 100 DL HIGH IV) и В,Ь-полилактогликолид (Medisorb 7525 DL HIGH IV) молекулярной массой Mw=l 00000-120000 производства компании Alkermes (Бостон, MA, США) В качестве минерального биоактивного наполнителя использовался синтетический гидроксиапатит марки ГАП-85д производства ЗАО НПО "Полистом" (Москва, Россия) с размерами частиц около 1мкм.

Подготовка порошков ПЛ и ПЛГ включала этап измельчения исходных гранул до порошкообразного состояния с характерным размером частиц порядка 100-200 мкм. Вследствие высокой вязкости и пластичности этих полимеров данную технологическую операцию проводили в лабораторной мельнице ударного типа (типа кофемолки) при 1500 об/мин в при температуре жидкого азота (-196С). Предварительно полимерные гранулы охлаждали в среде жидкого азота в течение 3-5 минут, после чего навеску ( 10г) загружали в мельницу с одновременным введением 3-5мл жидкого азота. Через каждые 2 минуты в мельницу дополнительно вводили 3 мл жидкого азота. Продолжительность измельчения составляла 3—5 минут.

Полученный мелкодисперсный порошок полимера и порошок ГАП взвешивали в выбранном соотношении (массовая доля ГАП в большинстве случаев составляла 30 весовых %). Смешение компонентов проводилось в фарфоровой ступке в пастообразном состоянии в среде этанола при тщательном перемешивании в течение 5 минут. Сушку композиции проводили в вакуумном шкафу в течение 6-ти часов при комнатной температуре.

Создание образцов заданной формы на основе биорезорбируемых материалов типа ПЛ и ПЛГ для использования их в качестве имплантатов и заместителей костных тканей представляет собой задачу не типичную для традиционных способов переработки полимеров. Вследствие термической неустойчивости и высокой гидрофильности данных полимеров, синтез наполненных композитов на их основе осложняется, в первую очередь, необходимостью исключения деструктивных и окислительных процессов при температурной переработке исходных смесей. Помимо этого, высокая стоимость ПЛ и ПЛГ (7-20 долларов США за один грамм исходного полимера) требуют разработки специальной, желательно безотходной, технологии изготовления опытных партий мелких образцов (диаметром порядка 2,6 - 4 мм) для дальнейших исследований воздействия на эти материалы сверхкритического диоксида углерода (ск-С02), проведения физико-механических испытаний и экспериментов in vivo на лабораторных животных.

В качестве основного метода изготовления требуемых образцов нами был выбран классический метод литьевого прессования. Для определения способности исходных смесей к переработке этим методом предварительно были проведены пластометрические испытания (определение температур размягчения и текучести) как чистого полилактида и полилактогликолида, так и их смесей с ГАП (Рис.2.). Поскольку ПЛ и ПЛГ являются частично кристаллическими полимерами с полидисперсностью кристаллических структур, это отражается на их температуре плавления и тепловых эффектах, сопровождающих этот процесс. В связи с этим, нами были исследованы свойства этих материалов методом дифференциально-сканирующей калориметрии (ДСК). В частности, было показано, что низкомолекулярная кристаллическая часть ПЛ плавится при 56,5С с тепловым эффектом 9,52 Дж/г, а его высокомолекулярная часть - при 137,6 С с тепловым эффектом 1,49 Дж/г. Это позволило внести необходимые корректировки в технологию изготовления образцов из наполненных композиций.

Монолитные образцы из полученной ПЛ/ПЛГ+ГАП композиции получали методом литьевого прессования с помощью 10-ти тонного гидравлического пресса, позволявшем точно фиксировать усилие прессования. Для получения образцов заданной геометрии и размеров нами были разработаны и изготовлены ручные четырехгнездные пресс-формы безлитникового типа с наружным кольцевым обогревом и системой распрессовки.

1 к s з го 43 Процедура изготовления образцов включала в себя:

- Загрузку пресскомпозиции в прессформу и ее установку на пресс с обогревающим устройством;

- Нагрев прессформы до 110С;

- Отключение обогрева и подача давления прессования (30 МПа);

- Выдержка под давлением при охлаждении до 25 С;

- Снятие давления;

- Распрессовка.

Методом гель-проникающей хроматографии было проведено исследование влияния интенсивного механического и термического воздействия, возникающего при переработке исходных смесей, на величину молекулярной массы полимера Mw.

Результаты испытания показали довольно высокую стабильность используемых ПЛ и ПЛГ (Табл.2).

В то же время обращает на себя внимание заметное снижение молекулярной массы ПЛ наполненного ГАП. Это, по-видимому, связано с механическим разрывом молекулярных цепей полимера микрочастицами ГАП при интенсивном перемешивании порошков в процессах приготовлении исходной смеси и ее литьевого прессования в заданную пресс-форму.

Методика сканирующей электронной микроскопии образцов

Методом сканирующей электронной микроскопии проведено изучение структуры 8-ми типов пластмасс, применяемых для производства стоматологических имплантатов:

1-я серия

1. Полилактид

2. Полилактид+ГАП

3. Полилактогликолид

4. Полилактогликолид+ГАП

2-я серия

5. Полилактид +ск-СОг

6. Полилактид + ск-СОг +ГАП

7. Полилактогликолид + ск-СОг

8. Полилактогликолид + ск-С02 +ГАП

Исследовали рельеф поверхности образцов пластмассы, а также рельеф сколов образцов. Сколы проводили в жидком азоте при температуре —196 С Все образцы пластмассы приклеивали на столики токопроводящим клеем, напыляли медью в напылителе Balzers 040 (Лихтенштейн) в атмосфере аргона и изучали в микроскопе Philips SEM-515 (Голландия) при ускоряющем напряжении 15 kv.

С соответствие с поставленными задачами было поставлено 2 серии опытов на крысах линии Вистар весом 160-180 г. В каждой серии было сформировано по 4 группы: всего 8 групп наблюдений. Всем животным под гексеналовым наркозом делали разрез скальпелем кожи задней конечности в области коленного сустава, для того чтобы крысы не могли повредить послеоперационную область. При помощи распатора расслаивали ткани до дистального эпифиза бедренной кости и фиссурным бором №3 для прямого наконечника, с водяным охлаждением при скорости 400 оборотов в минуту, делали дефект шириной 2 мм и глубиной 3 мм. Заполняли дефект одним из исследуемых препаратов, замешанных на физиологическом растворе в виде густой пасты. Рану зашивали шелком. Распределение животных по группам и срокам представлено в таблице 4. В послеоперационном периоде, в первые сутки крысы были заторможенные, вялые. На вторые, третьи сутки двигательная и пищевая активность повышались, происходили безуспешные попытки отгрызть швы, после чего животные успокаивались. Раны заживали первичным натяжением без осложнений. Животных выводили из опыта декапитацией под гексеналовым наркозом в сроки 15, 30, 60 и 90 суток (по 3 случая в срок в каждой группе). Всего под наблюдением находилось 96 животных. Выделяли дистальный эпифиз бедренной кости, фиксировали в 10% нейтральном формалине, декальцинировали в трилоне Б и, после общепринятой обработки, заливали в целлоидин. Срезы толщиной 8-10 мкм окрашивали гематоксилин-эозином и по Ван-Гизону, изучали в световом микроскопе. Препараты консультированы зав. патоморфологическим отделом ЦНИИСа профессором А.С. Григорьяном, которому выражаем глубокую признательность за помощь в работе.

Структура образцов из полилактида и полилактогликолида содержащих ГАП и подвергнутых воздействию ск-СОг

При увеличении 150 рельеф наружной поверхности образцов образован ориентированными в различном направлении несколько выступающими над поверхностью пластмассы нитевидными структурами диаметром 1-2 мкм (рис.8). Реже выявляются более толстые образования, толщина которых достигает 5-7 мкм. Обнаруживаются также пузырьковидные возвышения или соответствующие им углубления диаметром 0,5 — 1 мкм.

При разрушении образцов в жидком азоте на поверхности скола выявляются небольшие гладкие участки и многочисленные ступенеобразные зоны с различной высотой и шириной ступеней, имеющие неровный контур и располагающиеся параллельно друг другу (рис.9). Как и в других образцах определяется сеть соединяющихся между собой неглубоких трещин, между которыми во многих участках прослеживаются контуры сетевидных структур.

На рельефе наружной поверхности образца определяются многочисленные продольные полосы, а также зернистые участки, нередко связанные между собой и имеющие размеры до 400 мкм (рис.10). В гладких областях выявляются пузырькообразные возвышения или углубления диаметром до 30 мкм и разнонаправленные нитевидные структуры. Изредка определяются поры размером 0,5 — 1 мкм.

При разрушении образцов в жидком азоте на поверхности скола выявляются мазаично расположенные зернистые участки, содержащие ГАП диаметром 400 мкм, а также зоны чистой пластмассы, которая обычно образует многочисленные ступенеобразные и небольшие гладкие области. Как и в других образцах видны соединяющиеся между собой трещины. Контуры содержащих ГАП участков отчетливые (рис.11), они образованы гранулами диаметром 0,2-0,3 мкм, которые объединяются в конгломераты размером до 3-5 мкм.

Группа 5. Полилактид + ск-С02

Особенностью рельефа поверхности имплантатов этой группы является наличие многочисленных округлых отверстий диаметром до 200 мкм, а также разнонаправленные царапины и трещины (рис. 12). При большом увеличении на гладких участках поверхности прослеживаются слегка выступающие нитевидные структуры диаметром 1-2 мкм и небольшие складки.

На сколах образцов видны сообщающиеся полости, наиболее крупные из которых превышают 1000 мкм в диаметре. Полости разделены как очень тонкими мембранами, так и более мощными перегородками толщиной до 100 мкм. В перегородках часто встречаются фенестры диаметром до 100 мкм. Нередко встречаются трещины различной ширины, а также тяжи, соединяющие стенки полостей.

На наружной поверхности имплантата определяются многочисленные отверстия различной формы (от округлой до щелевидной) и размером, не превышающим 100 мкм, а также продольно ориентированные тяжи пластмассы шириной до 30 мкм. На гладких участках пластмассы выявляются трещины различной ширины и протяженности, пузырьковидные выступы или углубления диаметром до 30 мкм и продольные полосы. Неотчетливо выявляются зернистые ГАП — содержащие участки, обычно связанные с отверстиями или углублениями.

На сколах образцов обнаруживается система сообщающихся полостей, размеры которых варьируют от 5-7 до 100 мкм и более (рис.13). В стенках крупных полостей нередко определяются отверстия, соединяющие их с соседними полостями. Содержащие ГАП участки хорошо выявляются как на поверхности полостей, так и на поверхности сколов композита. Поперечник участков с ГАП редко превышает 200 мкм, их контуры отчетливы.

На поверхности имплантата выявляются многочисленные округлые отверстия диаметром обычно от 60 до 80 мкм, редко превышающие 150 мкм. Имеются таюке разнонаправленные гребневидные структуры, царапины и развитая сеть трещин (рис.14).

На сколах образцов видно, что внутренние отделы материала состоят из многочисленных сообщающихся полостей, наиболее крупные из которых превышают 1000 мкм в диаметре. Полости разделены как перегородками толщиной как 100 мкм, так и тонкими мембранами. В гладких и складчатых участках нередко встречаются многочисленные трещины. Обнаруживаются тяжи пластмассы различной ширины, соединяющие стенки полостей. Выявляются отдельные стержневидные структуры диаметром до 8 мкм (рис.15).

Похожие диссертации на Экспериментальное обоснование применения для костной пластики пористого минералонаполненного композита полилактида, подвергнутого воздействию сверхкритической среды СО#32#1.

Патогенетическое обоснование применения вилона у больных сахарным диабетом 1-го типаКлючерева Наталья Николаевна

Патофизиологическое обоснование местного применения комплекса фуллерена С#360#1 с N-поливинилпирролидоном при раневом процессеТюнин Михаил Александрович

Патогенетическое обоснование применения композиционного раствора янтарной кислоты и витаминов B#31#1, PP, C при лечении пародонтита [Электронный ресурс]Курганова Валентина Александровна

Оценка влияния [А]#31#1-, [В]#31#1-, [В]#32#1-адреноблокады и иммунологической коррекции на структурно-функциональные изменения миокарда, эндотелиальную дисфункцию у больных с хронической сердечной неКараман Наталья Владимировна

Влияние блокады \Na#31#1- и \Nb#31#1, \Nb#32#1-адренорецепторов на развитие постинфарктной дисфункции левого желудочка и хронической сердечной недостаточностиГаврилова Наталия Викторовна

Эффективность и безопасность \Nb#31#1-, \Nb#32#1-, \Na#31#1-адренергической блокады с ингибицией АПФ в предотвращении постинфарктных расстройств микроциркуляции, ремоделирования сердца и хронической нНилогов Владимир Леонидович

Влияние длительных контролируемых велотренировок с \Na#31#1-, \Nb#31#1-, \Nb#32#1-адреноблокадой и ингибицией АПФ на регресс сердечной недостаточности и эндотелиальной дисфункции у больных инфарктом мГзогян Маргарита Николаевна

Клиническая оценка изменений уровня \Nb#32#1-микроглобулина и фибронектина при хроническом гломерулонефритеМихайлова Наталия Владимировна

Динамика показателей вариабельности сердечного ритма при проведении тилт-теста и Gln27Glu полиморфизм гена \Nb#32#1-адренорецепторов у больных эссенциальной гипертензиейЧескидова Наталья Борисовна

Влияние [В]#32#1-агонистов и холинолитиков на вариабельность сердечного ритма у больных бронхиальной астмой и хронической обструктивной болезнью легких с сопутствующей ишемической болезнью сердцаПетухова Елена Алексеевна