Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Обзор литературы 13
1.1 Теоретические и клинические аспекты протезирования артериальной стенки 13
1.2 Современные подходы к выбору материала для выполнения реконструктивных операций на магистральных артериях 26
1.3 Общие закономерности реакции соединительных тканей на инородные тела 37
Глава 2 Материалы и методы 49
2.1 Общая характеристика исследования 49
2.2 Объем исследования и схема проведения эксперимента 49
2.3 Материалы исследования 51
2.4 Методы исследования физико-механических и морфологических свойств образцов исследуемых пластических материалов 52
2.5 Техника выполнения хирургических вмешательств 53
2.6 Морфологические и морфометрические методы исследования 57
2.7 Методы статистической обработки 60
Глава 3 Результаты собственных исследований 62
3.1. Проведение сравнительных исследований образцов сосудистых заплат в опытах in vitro 62
3.1.1. Изучение физико-механических свойств образцов сосудистых заплат 62
3.1.2. Изучение морфологических свойств образцов сосудистых заплат
3.2 Исследование особенности морфологической реакции соединительной ткани крыс на имплантацию образцов эндопротезов производства фирм «Линтекс», «Север» и «B.Braun» в подкожную клетчатку 74
3.3 Изучение процессов интеграции образцов сосудистых заплат в стенку брюшной аорты лабораторных животных 92
Заключение. 113
Выводы 124
Практические рекомендации 125
Указатель литературы 127
- Современные подходы к выбору материала для выполнения реконструктивных операций на магистральных артериях
- Общие закономерности реакции соединительных тканей на инородные тела
- Методы исследования физико-механических и морфологических свойств образцов исследуемых пластических материалов
- Изучение морфологических свойств образцов сосудистых заплат
Современные подходы к выбору материала для выполнения реконструктивных операций на магистральных артериях
Атеросклеротические поражения сердечно-сосудистой системы являются наиболее распространённой патологией в мире. Сердечнососудистые и цереброваскулярные заболевания признаны наиболее частой причиной смертности, а поражения периферических артерий -наиболее частой патологией, приводящей к инвалидности в зрелом возрасте. Большинство реконструктивных операций на сосудах немыслимо без применения разного рода кондуитов [38,47,69,89].
Количество оперативных вмешательств на артериях, постепенно увеличивается. В 2012 году в России выполнено 26654 таких вмешательств, что на 20,8% больше, чем в 2011 году, в расчете на миллион жителей – около 186 операций (в 2011 г. – 154, 2010 г. – около 126) [69].
Несмотря на тот факт, что первая операция по поводу артериальной аневризмы была проведена Matas в 1888 году, а первый сосудистый анастомоз был произведён Murphy в 1897, настоящее рождение сосудистой хирургии произошло 50 годами позднее с использованием первого артериального протеза [59,116,126,149]. Множество потенциальных сосудистых протезов было испытано и отвергнуто в последующие полвека.
В эти первые годы развития сосудистых протезов были сформулированы характеристики идеального протеза. Идеальный протез должен быть постоянно доступен во всем ассортименте размеров и длин и подходить для использования в любом участке тела. Он должен выдерживать долговременную имплантацию в организм и не обладать токсическими или аллергическими побочными эффектами. Функциональные свойства идеального протеза должны включать эластичность, адаптивность, гибкость, лёгкость прошивания, исключать разволокнение линии отреза протеза и складывание в месте изгиба. Поверхность просвета должна быть гладкой, атравматичной для форменных элементов крови, резистентной к инфекции и атромбогенной. Протез должен быть доступен по умеренной цене и с возможностью многократной стерилизации без повреждения [6,27,42].
В настоящее время ни один современный материал для изготовления сосудистых протезов не отвечает вышеприведённым требованиям, что объясняет множество применяемых альтернатив. В своём обзоре мы попытались изложить характеристики и биологические реакции различных артериальных заместителей, показания к применению и основные осложнения [13,22,70,101].
Хотя Carrel в 1906 году впервые продемонстрировал возможность применения гомологичных и гетерологичных артерий и вен в качестве заменителей артерий в эксперименте на собаках, a Goyanes подтвердил возможность использования аутовены в качестве шунта у человека. Наиболее ранние работы по созданию искусственных протезов были сосредоточены на использовании инертных искусственных трубок. Эти протезы адекватно функционировали в качестве кратковременных пассивных кондуитов, их не имплантировали в организм хозяина и считали источником несостоятельности линии шва, тромбозов и дистальных эмболий. В 1948 году Gross вернулся к артериальным аллотрансплантатам и начал эру современной сосудистой хирургии [103]. C созданием Blakemore в 1952 году Виниона N родилась концепция пористого тканого артериального протеза. Три года спустя, введение «гофрирования» придало эластичность тканым протезам и увеличило срок их работы [69]. В последствии группой учёных во главе с DeBakey были использованы более совершенные текстильные материалы, такие, как дакрон, но основной принцип, сделавший революцию в сосудистой хирургии, остался неизменным [6.135].
В 1966 году телячий гетеротрансплантат создал новое поколение сосудистых протезов, т.е. коллагеновые трубки [27.92.138]. Хотя этот протез вскоре был запрещён из-за тенденции к формированию аневризматических расширений и тромбозу, он послужил прототипом к созданию аллотрансплантата из пупочной вены человека, который широко используется в настоящее время.
Политетрафторэтилен (тефлон, ПТФЭ) впервые был использован в качестве сосудистого протеза в 1957 году. Этот материал оказался очень прочным и стал широко применяться в качестве заменителя артерий. В конце 60-х годов он был модернизирован с целью создания нетканого протеза, который обладал бы всеми преимуществами ПТФЭ без его недостатков. Такой протез был впервые испытан в клинике в 1972 году и в последствии приобрел широкое применение в качестве протеза для сосудов малого и среднего калибров.
Хотя большинство публикаций, посвящённых искусственным сосудистым протезам, касаются их физических характеристик, при практическом использовании существует множество факторов, не связанных со структурой кондуита, которые определяют успех клинического применения. Важнейшим из них является неспособность материала протеза остановить базовые патологические процессы, которые являются основной причиной неудач при применении таких кондуитов [6,143,152,171].
К тому же, поскольку большинство протезов первоначально испытываются на разнообразных экспериментальных моделях, необходимо учитывать разнообразие ответов организма реципиента на имплантируемый трансплантат. У человека протяжённость эндотелиальной выстилки, начинающейся на анастомозе, значительно меньше, чем у свиней, телят или бабуинов. Более того, способность фибробластов к прорастанию протеза и свойство «заживления» внутренней поверхности часто определяется на животных, у которых эти процессы протекают весьма интенсивно и могут завершаться в течение 4-8 недель [22,168]. Реакция на протез у собак наиболее тесно совпадает с таковой у человека, что делает собаку оптимальным животным для экспериментальной оценки сосудистых протезов. Эти различия необходимо учитывать при интерпретации различных экспериментальных данных [153,176]. Тканые сосудистые протезы радикально отличаются от предшествующих им ригидных металлических и пластиковых трубок. Фактически все протезы покрываются изнутри слоем фибрина различной толщины. К тому же, образуется эндотелиальная выстилка, которая покрывает место анастомоза и внутреннюю поверхность протеза [15]. В непористых протезах фибрин внутри просвета не может быть организован за счёт прорастания поверхности фибробластами, а растущий эндотелиальный слой не адгезируется на протезе, что является причиной возможной дистальной эмболизации фрагментами фибрина или интимальной пролиферации и, как следствие, окклюзии протеза [16]. Напротив, на пористых тканых протезах образуется тонкий слой фибрина, постепенно замещаемого зрелым коллагеном, прорастающим с наружной поверхности протеза, приводя к образованию прочной, относительно атромбогенной поверхности [13]. Во многих экспериментальных моделях этот слой затем быстро покрывался эндотелием, растущим со стороны анастомозов. Преимуществами подобного «приживления» искусственных протезов, в дополнение к сказанному выше, являются повышенная резистентность к поздней гематогенной инфекции и улучшенной переносимостью низкоскоростного кровотока [94,108,117,121,123,125,160,164].
Общие закономерности реакции соединительных тканей на инородные тела
В течение неё ПЯЛ выходят из кровотока в соединительную ткань и мигрируют по градиенту концентрации в направлении источника аттрактантов. Таким образом, спустя несколько часов от момента повреждения в тканях вокруг импланта образуется т.н. «лейкоцитарный вал», выраженность которого нарастает на протяжение суток от момента повреждения. Далее вследствие снижения поступления хемоаттрактантов из очага воспаления в ткани постепенно снижается и лейкоцитарный вал также постепенно истончается. Рекрутизация нейтрофилов из кровотока прекращается практически полностью. Вышедшие ранее в ткань нейтрофилы гибнут. В очаге воспаления развивается ацидоз: рН достигает величин 7,0 — 6,8; происходит перекисное окисление липидов, накапливаются активные кислородные радикалы. Это стимулирует превращение моноцитов в макрофаги. Таким образом в клеточном инфильтрате происходит смена доминирующего пула клеток – с нейтрофилов на моноцитарно-макрофагальный пул. Эти процессы характерны для экссудативной фазы воспаления и их динамика ранее неоднократно была описана [80,93,81]. «Включение» механизмов фагоцитоза по-видимому происходит в результате адгезии клеток к поверхности импланта или друг к другу, или за счёт взаимодействий с веществами- медиаторами [141]. При этом клетки высвобождают ферменты из специфических гранул, что активирует систему комплемента в сыворотке и, в свою очередь, генерирует хемотаксический агент С5а [114,115]. Таким образом индуцированная поверхностью импланта активация комплемента может стимулировать хемотаксис макрофагов, и через комплекс посредников стимулировать дегрануляцию тканевых базофилов [63]. Следует отметить, что активированные ПЯЛ воздействуют на пролиферацию и хемотаксис фибробластов, а также разрушают межклеточный матрикс с помощью секреции коллагеназы, эластазы, нейтральных протеаз, кислых гидролаз, катепсинов. Макро- и олигопептиды, возникающие при разрушении коллагена дополнительно стимулируют хемотаксис макрофагов и фибробластов [154,155].
Резюмируя значение нейтрофильной стадии экссудативной фазы асептического воспаления можно сделать вывод о том, что объём повреждения и площадь имплантированного материала определяют количество активированных клеток и темпы рекрутизации ПЯЛ в очаг воспаления.
На следующей стадии экссудативной фазы воспаления популяция макрофагов является основной как в количественном, так и в качественном смысле. Макрофаги движутся через лейкоцитарный вал к источнику аттрактантов, превращая лейкоцитарный вал сначала нейтрофильно-макрофагальный, макрофагальный, а затем по ходу пролиферации фибробластов и в макрофагально- фибробластический барьеры. Они отграничивают имплант от окружающих тканей, являясь по своей сути т.н. «клеточным» слоем соединительнотканной капсулы вокруг импланта. Взаимодействие макрофагов с другими клетками происходит с участием более 40 секретируемых медиаторов (цитокинов) [105,106]. Наиболее важным из них является интерлейкин-1 (ИЛ-1), который макрофаги начинают вырабатывать при их активации посредством адгезии к поверхности импланта. ИЛ-1 стимулирует активность фибробластов, заставляет их продуцировать коллаген, активирует процессы пролиферации эндотелия и гладких миоцитов. Известно, что помимо ИЛ-1 на пролиферацию, хемотаксис и продукцию коллагена в фибробластах воздействуют фактор некроза опухоли (ФНО), макрофагальный фактор роста и ряд других факторов [78,79]. Именно последняя особенность позволяет считать макрофаг своеобразным «интерфейсом», если угодно, «мостом» между фазами экссудации и пролиферации (фибробластической стадией). Тем не менее следует отметить, что управление фазой пролиферации осуществляется также с участием лимфоцитов, выделяющих хемотаксический фактор фибробластов, Т-клеточный фактор (FAF), фибробластингибирующий фактор (FIF). Во время последующей фибробластической стадии фазы пролиферации фибробласты активно пролиферируют и мигрируют. После завершения «разборки» клеточных завалов макрофагами фибробласты располагаются вокруг импланта, формируя т.н. «волокнистый» слой соединительнотканной капсулы, который обычно становится отчётливо различимым уже на 3-7-10 сутки от момента имплантации. Принято считать, что степень биосовместимости материала импланта обратно связана с толщиной образующейся капсулы. То есть биосовместимость тем лучше, чем капсула тоньше. Это мнение представляется спорным, так как на смену фазы пролиферации приходит фаза ремоделирования соединительной ткани. При этом нарастают процессы катаболизма коллагенового каркаса следующего механизма: по мере увеличения количества фибробластов в единице объёма ткани и степени их зрелости их пролиферация тормозится за счёт контактного взаимодействия клеток и увеличения выработки ими кейлонов (гормонов, вырабатываемых зрелыми формами клеток и являющиеся по своей функции ингибиторами процессов пролиферации и дифференцировки). Тем самым увеличивается относительное количество зрелых клеток – фиброцитов и фиброкластов, непосредственно участвующих в секреции коллагеназы и разрушении волокон с истончением капсулы. Последнее при изначально тонкой капсуле будет способствовать продолжению адгезионной активизации нейтрофилов и макрофагов и, тем самым, опять запустит каскад стадий асептического воспаления.
Методы исследования физико-механических и морфологических свойств образцов исследуемых пластических материалов
В первой серии исследования in vitro были выполнены на базе научно-производственной лаборатории ООО "Линтекс" (г. Санкт-Петербург). Изучены физико-механические свойства сравниваемых образцов. Испытания проводили по стандартным методикам: ГОСТ 12023-86 (СТ СЭВ 997-88) – толщины; ГОСТ 8847-85 - прочностных характеристик (разрывная нагрузка и разрывное удлинение при одноосном растяжении; разрывная нагрузка и разрывное удлинение при двуосном растяжении); ГОСТ 8846-87 - поверхностной плотности.
Толщину образцов измеряли при помощи микрометра (МКЦ-25). Массу образцов, площадью 1х1 см, определяли путём взвешивания на электронных лабораторных аналитических весах CAUW 220. Поверхностную плотность образцов определяли путём пересчёта их массы на площадь поверхности в 1 м кв. по З.А. Торкуновой [97].
В данном исследовании изучали прочность образцов методом разрыва полоски шириной 50 мм и зажимной длинной 100 мм (одноосное растяжение) на разрывных машинах типа РТ-500 в направлении петельных столбиков и петельных рядов [99,84]. Жёсткость эндопротезов определяли путём оценки степени прогиба образца под действием собственного веса тензометрическим методом соответствующим прибором ИЖ-3 [1,100].
Методика оценки объёмной пористости сосудистых заплат основывалась на определении объёма тела сложной пространственной формы путем вытеснения жидкости [43]. Хирургическую пористость образцов определяли при давлении 120 мм ртутного столба путём перфузии воды через 1 кв. см. полотна [103, 54]. Учитывая неоднородность стенки тканых и основовязаных материалов, влияющую на её проницаемость, нами проводилась оценка этого параметра по результатам измерения оптической плотности и коэффициента шероховатости. Для этого проводили микрофотографирование имплантатов с помощью лабораторного микроскопа Levenhuk D320L при увеличении x10 и x40 в проходящем и отражённом свете. Фотосъёмка велась с помощью входящей в комплект микроскопа цифровой камеры С310. С помощью программы Adobe Design Premium CS5.0 AOO License RU (1407-1009-5992-0029-8509-6197) измеряли отношение количества белых пикселей к количеству черных пикселей с последующим расчётом коэффициента оптической плотности и отношение черных пикселей к белым пикселям с последующим расчётом коэффициента шероховатости поверхности. Все цифровые изображения обрабатывались с использованием одинакового алгоритма действий, при максимальном разрешении фотокамеры (2048х1536), подключённый к микроскопу с расчётом размера пикселя 3.2 мкм х 3.2 мкм и количеством фотоприёмных элементов 3 МП [М_8].
Также проводилось изучение структуры поверхности изучаемых имплантатов методом электронной растровой микроскопии. Исследования проводились на базе МНТЦ Курского государственного университета (руководитель - профессор О.В. Яковлев). Проводилось измерение диаметра переплетённых пучков (комплексных нитей) и отдельных волокон. 2.5 Техника выполнения хирургических вмешательств Во второй серии экспериментальной части исследования с целью изучения реакции соединительной ткани на имплантацию сравниваемых эндопротезов, лабораторные животные были разделены на три равные группы (табл. М1). Под общим наркозом в условиях операционного блока кафедры оперативной хирургии и топографической анатомии им. А.Д. Мясникова Курского государственного медицинского университета крысам производили рассечение кожи по срединной линии живота. Тупым путём формировали два кармана между мышечным и кожным слоями (в подкожной клетчатке), расположенные по обе стороны срединного разреза, глубиной до 3,5 см на протяжении всего разреза. В каждый карман помещали образец сосудистой заплаты размерами 1х1 см. Операционную рану ушивали наглухо с захватом мышечного слоя по срединной линии с целью изоляции карманов, содержащих экспериментальные образцы. Послеоперационную рану обрабатывали антисептиками (рис. 1).
Изучение морфологических свойств образцов сосудистых заплат
При исследовании в сканирующем электронном микроскопе на поверхности интимы, покрывающей участок стенки аорты в зоне стояния импланта также, как и в предыдущей подгруппе исследования обнаруживаются очаги десквамации эндотелия, расположенные в области выхода в просвет аорты волокон, отделившихся от основной части импланта (рис. 63). Между основаниями таких волокон определяются сгустки фибрина различной давности, что исключает возможность трактовки их образования как артефакта в момент выведения животных из эксперимента и забора материала для исследования.
Таким образом, экспозиция сосудистых заплат в стенке аорты лабораторных животных при их размещении в средней оболочке (tunica media), состоящей из плотной волокнистой соединительной ткани приводит к пространственной реорганизации последней, с образованием за счёт функционирования резидентных клеток-механоцитов волокнистого футляра вокруг импланта в целом, а также вокруг его отдельных нитей и волокон, формирующих нити имплантированного материала. Объёмная пространственная реорганизация (реструктуризация) волокнистого каркаса стенки аорты и локальное (в зоне стояния импланта) изменение её (стенки) механических характеристик происходит вследствие того, что прорастающие в имплант клеточные и волокнистые элементы ПВСТ дезорганизуют пучки волокон в нитях протеза. Поэтому отдельные волокна, а также пучки лавсановых волокон (нити импланта), особенно, располагающиеся на краях сосудистых заплат и не имеющие дополнительной стабилизации рядом расположенными элементами имплантата, меняют свою ориентацию и постепенно выбухают в просвет аорты вплоть до прободения интимы. Следует отметить, что наиболее стабильным и, следовательно, оказывающим наименьшее дезорганизующее воздействие на волокнистый остов стенки аорты среди исследуемых материалов на обоих сроках исследования (180 и 360 суток) является материал «Линтекс». Это подтверждается меньшей частотой выбухания и прободения интимы волокнами этого материала, а также большей сохранностью эндотелиальной выстилки по результатам СЭМ.
Наихудшие результаты, особенно на сроке 360 суток наблюдения показывает материал «B.Braun». Возможно что его неудовлетворительные результаты объясняются тем, что «разборка» желатиновой пропитки, осуществляемая макрофагальной системой на ранних сроках экспозиции в стенке аорты протекает неравномерно, что приводит к неравномерной пролиферации клеточных и волокнистых элементов в стенке аорты и, следовательно, более выраженной деформации самого импланта и увеличенному по сравнению с другими имплантами количеству «мигрирующих» лавсановых волокон.
Поиск и обоснование критериев оптимального выбора синтетического эндопротеза на сегодняшний день является актуальным для многих отраслей практической хирурги, таких как герниология, сосудистая хирургия, торакальная хирургия и мн. др. [31,4,44]. Важность и сложность этой задачи объясняются перечнем факторов, влияющих на техническую возможность самой имплантации, течение раннего послеоперационного периода и возможность развития осложнений в позднем послеоперационном периоде. Это объём травмы, наносимой пациенту при подготовке ложа для размещения импланта; механические и биофизические характеристики поверхности импланта и его химический состав; геометрия эндопротеза и вид окружающей его ткани; влияние установки эндопротеза на изменение функции органа-импланта и т.д. [44,91]. Приведенный перечень факторов можно и далее детализировать, но главным выводом является то, что решение такой сложной многофакториальной задачи требует комплексного подхода к поиску её решения.
Учитывая то, что сравнительные исследования синтетических эндопротезов выполненных из различных материалов ранее проводились неоднократно [71,62], главным отличием нашей работы от ранее проведенных исследований стало то, что мы in vivo исследовали лавсановые эндопротезы, изготовленные по различной технологии вязки полотна и сделали это в тканях, существенно отличающихся соотношением и составом клеточной и волокнистой компонент (РВСТ и ПВСТ). Основной гипотезой нашей работы является предположение, что успешность протезирования стенки органа (брюшной стенки, стенки полого органа брюшной полости, кровеносного сосуда) среди прочих характеристик зависит от степени совпадения комплекса биомеханических параметров импланта и органа-реципиента, таких как эластичность, способность материалов накапливать деформации, степень растяжимости по продольной и поперечной осям, состояние поверхности материала. Это предположение высказывалось ранее другими исследователями, но при этом всегда сравнивались импланты, выполненные из разных материалов, что не позволяло оценить степень влияния указанных параметров на динамику и особенности формирования соединительнотканной капсулы вокруг импланта [21]. Чтобы избежать этой погрешности, а также влияния на интенсивность воспаления характеристик поверхности нитей импланта мы исследовали образцы эндопротезов, выполненные из лавсана, и, следовательно, имеющих одинаковый химический состав и гладкую поверхность нитей. Образцы отличались способом изготовления полотна и наличием желатиновой пропитки в одном случае. В первой серии исследования, выполненной in vitro мы провели исследование морфологических, биомеханических и морфо-функциональных свойств сравниваемых образцов эндопротезов. Полученные в ходе сравнительного исследования данные ранжировали, а затем ранги суммировали. При отсутствии статистически значимых различий между сравниваемыми абсолютными значениями показателей им присваивали одинаковые ранговые баллы.
![Обоснование выбора способа защиты толстокишечного анастомоза при операциях на сигмовидной кишке [Электронный ресурс]](/i/i/4292/184319.png "Обоснование выбора способа защиты толстокишечного анастомоза при операциях на сигмовидной кишке [Электронный ресурс] Корякина Александра Анатольевна")