Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Обзор научной литературы 12
1.1 Современные актуальные проблемы этиологии и патогенеза развития стриктуры пиелоуретерального сегмента 12
1.2 Методы хирургического лечение стриктуры пиелоуретерального сегмента и дренирования верхних мочевых путей (ВМП) 16
1.3 Характеристика используемых стентов в урологии при дренировании верхних мочевых путей 24
1.4 Перспективы применения биодеградируемых стентов на основе полигидроксиалканоатов в хирургии и урологии 38
Глава 2. Объекты и методы исследования 45
2.1 Клинический раздел 46
2.1.1 Характеристика больных 46
2.1.2 Методы исследования 46
2.2 Объекты исследования 49
2.2.1 Экспериментальные образцы ПГА 50
2.2.2 Конструирование урологических стентов на основе ПГА 50
2.3 Методы исследования 51
2.3.1 Исследование физико-химических свойств образцов ПГА и полимерных трубок 52
2.3.2 Исследование микроструктуры, свойств поверхности и физико- механических свойств полимерных трубок 53
2.3.3 Исследование стабильности полимерных трубок в жидких средах 54
2.3.4 Исследование свойств полимерных стентов из ПГА при экспонировании в биологической среде in vitro 55
2.3.5 Микробиологические исследования 56
2.4 Экспериментальное исследование на лабораторных животных 59
2.4.1 Ход оперативного вмешательства 59
2.4.2 Лабораторные исследования 59
2.4.3 Рентгенологические исследования 60
2.4.4 Методика макро- и микроскопического исследования препаратов 61
2.4.5 Статистическая обработка 62
Глава 3. Клиническое исследование хирургического лечения стриктур пиелоуретерального сегмента с применением полиуретановых стентов 63
3.1 Пластика пиелоуретерального сегмента из мини-доступа 65
3.2 Лапароскопическая пластика пиелоуретерального сегмента 72
3.3 Эндоскопическая пластика стриктуры ПУС 80
Резюме 84
Глава 4. Конструирование и исследование экспериментальных образцов урологических стентов на основе резорбируемых полигидроксиалканоатов 85
4.1 Конструирование и исследование свойств экспериментальных образцов биорезорбируемых урологических стентов 86
4.2 Устойчивость экспериментальных образцов урологических стентов в жидких средах к воздействию химических факторов 101
4.3 Последствия экспозиции экспериментальных образцов урологических стентов в урини 103
Резюме 109
Глава 5. Результаты применения экспериментальных мочеточниковых стентов на основе биоразрушаемых полигидроксиалканоатов 110
5.1 Морфофункциональные изменения верхних мочевых путей после имплантации 110
5.2 Результаты общеклинических и биохимических показателей крови оперированных животных 114
5.3 Результаты рентгенологических исследований 122
5.4.1 Морфологические изменения мочеточника после имплантации на 7 сутки 122
5.4.2 Морфологические изменения мочеточника после имплантации на 14 сутки 126
5.4.3 Морфологические изменения мочеточника после имплантации на 28 сутки 130
Резюме 134
Заключение 135
Выводы 141
Библиография 142
Список иллюстративного материала 166
Приложение А. Практические рекомендации 172
Список сокращений и условных обозначений 173
- Характеристика используемых стентов в урологии при дренировании верхних мочевых путей
- Пластика пиелоуретерального сегмента из мини-доступа
- Последствия экспозиции экспериментальных образцов урологических стентов в урини
- Морфологические изменения мочеточника после имплантации на 28 сутки
Характеристика используемых стентов в урологии при дренировании верхних мочевых путей
Благодаря развитию и внедрению малоинвазивных технологий в современной медицине нынешнюю реконструктивную хирургию невозможно вообразить без дренирующих вмешательств с использованием стентов [Rber 2011]. Однако вопросы о применении стентов относительно спектра заболеваний и патологических состояний, когда применяются данные подходы, остаются открытыми [Boeckel 2009; Brotherhood 2014; Chow 2014]. Что требует усовершенствования различных материалов для изготовления стентов, систем доставки и удаления, а также поиска эффективных и результативных методов установки и контроля за функционированием стентом.
Требования для стентов, используемых для дренирования ВМП:
1. Материал стента должен иметь биоинертные и антипролиферативные свойства [Шкодкин 2014: 128];
2. Стент и его система доставки должны обеспечивать лёгкость имплантации, а также иметь устойчивость к миграции;
3. Поверхность стента должна противостоять инкрустации;
4. Стент должен обладать достаточной для комфортного нахождения в организме мягкостью со способностью поддерживать заданный просвет и структуру;
5. Материал стента должен обладать рентгенконтрастностью и стабильностью свойств в течение длительного периода пребывания в организме.
В зависимости от функциональных особенностей и клинической необходимости стенты разделяются на две группы:
1) так называемые «дренажи», которые осуществляют отток мочи по внутреннему просвету;
2) стенты, которые поддерживают или восстанавливают пассаж мочи между собственной наружной поверхностью и стенкой мочеточника.
В настоящее время для изготовления современных урологических стентов, применяют различные материалы, среди которых особое место занимают металлы и полимеры [Venkatesan 2010]. Металлические стенты в отличие от полимерных обладают торсионной жёсткостью, и способны к поддержанию просвета стентированного полого органа в условиях опухолевой обтурации, и компрессии [Комяков 2010: 80]. Они обладают термостабильностью при имплантации, высокой коррозионной стойкостью, способны к самостоятельному расширению с «достижением диаметра в два – три раза превосходящего подобные показатели полимерных стентов» [Mostaed 2014].
Среди материалов, используемых для получения металлических стентов, широко применяемы сталь и лигированные сплавы титана, хрома и кобальта [Gillams 1990: 138]. Вышеперечисленные материалы обладают наилучшими показателями биоинертности, что объясняется защитным действием оксидной плёнки. Идеальным материалом для изготовления саморасширяющихся стентов является никелид титана [Wilson 2011: 2651]. Однако некоторые его свойства, такие как токсичность, способность к диффузии и аккумуляции в паренхиматозных органах, могут вызвать осложнения и металлозы в тканях. Для предотвращения данного процесса предприняты попытки создания защитного слоя на поверхности имплантата из титана. В экспериментах in vitro и in vivo доказано, что нанослой титана 20 нм, увеличивает коррозийную стойкость и биоинертность имплантатов в сравнении с нитинолом [Dhabuwala 2010; Shaheen 2014].
В качестве лигирующих материалов используют сплавы молибдена и циркония, достоинством которых являются: эффект памяти формы и сверхэластичность; «изменяющийся в широких пределах модуль упругости, определяемый условиями термической обработки» [Hbner 1992: 279].
Способность стента из фольги никелида титана снижать активность воспалительного процесса, оценённую по количеству острофазовых белков в сыворотке крови была доказана в эксперименте по наложению уретероанастомоза при экспериментально созданном одностороннем гидронефрозе [Шкуратов 2007: 33]. Данные результаты свидетельствует об относительной биологической инертности стента из фольги никелид титана, что в последующем позволит понизить возможное развитие послеоперационных стриктур мочеточника.
По сравнению с металлами полимерные материалы имеют большую биоинертность [Шкодкин 2014: 228] и дешевле первых на два порядка. В настоящее время для изготовления внутренних стентов для ВМП наиболее часто применяются три вида материалов: 1) термопластичные биоматериалы, такие как полиуретаны и старены (C-flex); 2) термоустойчивые эластомеры (силикон) и 3) гидрогели (полиэтиленгликол). Свойства материалов в значительной степени определяют, как положительные, так и отрицательные стороны применения изготовленных из них стентов.
Среди полимерных материалов наиболее широкую популярность приобрели силикон и полиуретан. Не смотря на лучшую биоинертность силикона его основным недостатком является «термолабильность с потерей жёсткости при большом коэффициенте поверхностного трения» [Севастьянов 2001: 50], что способствует миграции и вызывает трудности при установке. Полиуретан является широко распространённым материалом, стенты, изготовленные из него, обладают достаточно «низкими фрикционными свойствами, и их жёсткость достаточна для сохранения структуры дренажа» [Фентисов 2014:16]. Однако такие стенты быстро теряют свои свойства во время пребывания в организме, они подвержены колонизации бактерий и инкрустации урокристаллами, могут выделять токсичные продукты, вызывающие изъязвление мочеточника. Вследствие этого все производители полимерных стентов продолжают вести научные исследования по созданию комбинированных материалов, обладающих не только жёсткостью и термостабильностью, но и безупречными манипуляционными свойствами [Jun 2006; Brauers 2003].
С появлением материалов обладающих свойствами биорезорбции в организме, стало совершенно очевидным конструирование стентов, как альтернативной модели временно удаляемым стентам. Использование гидролизируемых или биодеградируемых полимеров позволило избавиться от повторных операций изъятия стентов из организма пациентов. Существует определённые требования к биорезорбируемым материалам для конструирования стента, во-первых учитываются прочностные свойства полимера, во-вторых скорость деградации и коррозии, а также биосовместимость с окружающими тканями и отсутствие токсичности [Barros 2014; Markelova 2008] Среди широко применяемых для этих целей материалов необходимо упомянуть гидролизируемые полимеры в виде изолированных стереоизомеров полигликалида и полилактида и их комбинации [Волова 2013: 30].
В работах Андриса Коцаря были исследованы плетёные стенты на основе сополимера полилактида с полигликолидом с лекарственным покрытием (индометацин, дексаметазон, ципрофлоксацин) для стентирования уретры [Kotsar 2012: 388]. По данным гистологических исследований авторами было доказано, что полимерные стенты медленно деградируют (1 месяц) и не вызывают хронических воспалительных реакций и фиброза. В следующей работе для лечения посттравматических стриктур уретры в модели кролика использовали биодеградируемый стент на основе полилактида с предварительно культивируемыми на его поверхности уретральными эпителиальными клетками [Unverdorben 2002: 131]. По данным иммуногистохимии установлено, что клетки позитивно окрашивались на цитокератин, кроме того после 4-х недель, толщина сосочкового эпителия и инфильтрация воспалительных клеток уменьшились. На 24-й недели уретра была полностью покрыта комплексным уротелием.
Исследования инкрустации 7 мм сегментов полилактид-полигликолидных стентов по сравнению с металическими стентами Prostakath и Memokath, после инкубирования в пробирке в стерильной искусственной мочи показали, что металлические стенты больше подвержены обрастанию солей в отличии от полимерных. Так площадь инкрустации через 4 недели составила 8,01% для Memokath, 1,49%, для Prostakath и 0% для полимерного стента. Через восемь недель процент составил 28,4%, 4,1% и 0,12%, соответственно. Новый биоразрушаемый стент значительно более устойчив к инкрустации, чем металлические уретральные стенты и он сохраняет прочность на сжатие до шести недель, что достаточно долго для временного стентирования для большинства клинических показаний в урологии [Bhalala 2013: 129].
Пластика пиелоуретерального сегмента из мини-доступа
В период c 2013 по июль 2017 г. в Дорожной клинической больнице на станции Красноярск ОАО «РЖД», на базе урологического отделения пластика гидронефроза из мини-доступа выполнена 43 больным, среди которых: женщин – 24, мужчин – 19, средний возраст 40,6 ± 5,6 лет (от 16 до 67).
Стриктуры пиелоуретерального сегмента равномерно встречаются в правой и левой почках. В нашем исследовании стриктура ПУС справа были выявлены в 23(53,5%) случаях, а слева в 20 (46,5%). У всех больных были врождённые причины обструкции пиелоуретерального сегмента, из них у 31 (72,0%) стриктура пиелоуретерального сегмента, у 8 пациентов (18,6%) сдавление ПУС на фоне нижнеполярного сосуда, у 4 пациентов (9,4%) высокое отхождение мочеточника с рубцовым процессом.
С появлением первых жалоб и признаков недомогания в первые шесть месяцев диагноз гидронефроза был диагностирован в двадцати пяти случаях (56,1 %), до одного года – 10 (23,6 %), до трёх лет – 5 (12,6 %), свыше 5 лет – 3 (7,7 %). Практически все пациенты поступали в отделение урологии для обследования и установления диагноза после болевого синдрома и многократных изменений в анализах мочи, главным образом в виде лейкоцитурии, что привело к использованию дополнительных методов исследования почек – УЗИ, рентгенографии вследствие выявления расширения и деформации чашечно-лоханочной системы.
По данным инструментальных методов исследования были выявлены следующие осложнения: гидронефроз II стадии у 32 пациентов (74,4%), гидронефроз III стадии у 11 пациентов (25,6%). Хронический пиелонефрит у 36 (83,7%), хроническая почечная недостаточность I степени у 3 пациентов (7,0%).
При хирургической коррекции гидронефроза 43 пациентам произведена пластика лоханочно-мочеточникового сегмента из мини-доступа в различных модификациях. Лидирующее положение занимало коррекция лоханочно-мочеточникового сегмента по Андерсену–Хайнсу у 33 больных, что подтверждает её радикализм, операция по Фолея произведена 2 больным, антевазальная пластика выполнена 8 пациентам.
Всем больным выполняли операции по единой методике малоинвазивных открытых ретроперитонеоскопических операций, разрез кожи не превышал 5 см. Положение пациента: на боку с выдвинутым поясничным валиком. Вслед за рассечением фасции обнажали волокна наружной косой мышцы живота, которые после этого разводили в продольном направлении, без пересечения. Волокна следующих слоёв мышц расслаивали тупо и обнажали забрюшинное пространство. Брюшину отслаивали и выделяли ретроренальную фасцию, после вскрытия которой становятся доступными почечная лоханка и верхняя треть мочеточника (рис1). Забрюшинно вводили клинки кольцевого ранорасширителя с осветителем. Тупо и остро выделяли лоханку и верхнюю треть мочеточника, и нижний полюс почки. Накладывали шов-держалку на мочеточник в зоне его перехода в лоханку, так как «протяжённость резецируемого участка мочеточника и лоханки при пластической коррекции гидронефроза» [Колесниченко 2013: 64] определяют во время операции.
Перед формированием анастомоза в мочевыделительные пути устанавливали нефростомическую трубку из полиуретана и стента JJ 6–8 Ch, либо только внутренняя дренирование мочеточниковым стентом JJ 6–8 Ch. В качестве шовного материала использовали монокрил 4/0. Анастомоз формировали отдельными швами. После выполнения основного этапа операции устанавливали перчаточный дренаж, производили послойное сшивание слоёв операционной раны атравматическим шовным материалом (рис 2). В мочевой пузырь вводили катетер Фолея, чтобы уменьшить давление мочи на зону анастомоза.
В ходе операций всем были успешно выполнены реконструктивно пластическая коррекция пиелоуретерального сегмента. Продолжительность операции составила 102 ± 12,7 мин. Интраоперационных геморрагических осложнений не было. Кровопотеря составила 98,2±14,4мл. После минилюмботомии на второй день пациенты начинали ходить. Количество койко-дней составило в среднем 10,56±0,93. Длительность дренирования забрюшинного пространства всего 6,2±0,34 дня. На 3 день после пластики пиелоуретерального сегмента лейкоцитоз отмечен на уровне 8,9±0,36, уровень СОЭ 21,7±1,21 мм/ч. [Мылтыгашев 2017а: 18] Необходимость в назначении наркотических анальгетиков составило в течение 1,2±0,4 дня.По данным УЗИ размеры лоханки на седьмые сутки после пластики ПУС при II стадии гидронефроза с 44,2±2,6 мм сократились до 25,5±3,0 мм, при III стадии гидронефроза с 59,3±5,6 мм до 32,8±2,7 мм. Снижение уровня хирургической агрессии содействует более быстрому восстановлению уродинамики, в результате чего, в наикротчайшие сроки сокращаются размеры дилатированной чашечно-лоханочной системы. При гистологическом обследовании выявлены структурные видоизменения на уровне ПУС в виде гипоплазии мышечного аппарата, концентрического склероза, которые были обнаружены во всех эпизодах, независимо от причины обструкции (табл.4).
Полученные результаты обследований указывают на то, что состояние стенок мочеточника ниже резецируемого ПУС и лоханки после операции, что является существенным фактором для предположения результата операции. Увеличение фиброзной ткани в лоханке и мочеточнике свидетельствовало о снижении эластичности стенки лоханки и мочеточника, в этих случаях после резекции ЛМС наблюдались отрицательные результаты [Комяков 2009: 215].
По видам интраоперационных методов дренирования все операции можно разделить на 2 группы: 1 – пациенты со stent-дренажом 23(53,5%) человека, вторая группа – пациенты с сочетанием нефростомы и stent-дренажа 20 (46,5%) человек. Пациентам I группы устанавливали уретральный катетер на 5–6 суток, в группе с сочетанным дренированием уретральный катетер устанавливали в срок до 3-х суток. Послеоперационные осложнения отмечали у девяти пациентов (20,9%). У троих (7,0%) была обнаружена гематурия, которая наблюдалась, главным образом, при дренировании почки нефростомой и stent-дренажом, что было вызвано травмой сосудов паренхимы при проведении дренажей. У семерых больных (16,3%) послеоперационное течение, к сожалению, осложнилось обострением хронического пиелонефрита. У 2 (4,7%) пациентов 2 группы консервативная терапия с положительным эффектом. У 5 (11,6%) пациентов только с внутренним дренированием обострения пиелонефрита проявились на фоне пузырно-мочеточникового рефлюкса, неадекватно функционирующего стента (рис 3.) и как следствие повышение внутри лоханочного давления, в результате чего у 1 пациента обильное подтекание мочи по раневому дренажу, у 4 расширение чашечно-лоханочной системы, что привело к необходимости выполнения чрескожной перкутанной нефростомии. Время удаления стентов определялось индивидуально, но по классическим критериям [Чигоряев 2008: 64], включающим длительность заболевания, выраженность процесса до оперативного лечения, послеоперационные период и осложнения, динамика дилатации чашечно-лоханочной системы (ЧЛС) почек при ультразвуковом и рентгенологическом исследовании.
Пациенты 1 группы выписаны на амбулаторное лечение с функционирующими стентами, из них 5 с установленными нефростомами. Сроки дренирования составили в среднем 21 ± 1,2 день. Во 2 группе сроки внутреннего дренирования составили в среднем 23±2,3 дня. Всего с нефростомами выписано 12 (27,9%) пациентов, остальным удалены в условиях стационара в течение десяти дней.
Отдалённые последствия пластических вмешательств на ПУС были исследованы у 32 пациентов. Положительные послеоперационные результаты отмечались у 22 (68,8%), удовлетворительные у 5 (15,6%), неудовлетворительные – у 5 (15,6%) больных. Наряду с этим, хорошие данные встречались у пациентов со второй стадией гидронефроза и сохранённой функцией почки (рис.4).
В группу с неудовлетворительными результатами вошёл пациент с осложнением в виде подтекания мочи и неадекватно функционирующим стентом.
По данным морфологических изысканий, именно у пациентов с неудовлетворительными результатами отмечалось уменьшение процентного содержания гладкомышечных клеток за счёт преобладания соединительной ткани.
У 12 пациентов выполнена растровая электронная микроскопия удалённых стентов, по результатам исследования в десяти случаях имело место импрегнация урокристаллами в области дренирования анастомоза, что могло привести к неадекватному функционированию стента. Кроме того у 3(7,0%) пациентов с рецидивом стриктуры ПУС отмечена выраженная адгезия мочевыми кристаллами (рис.5).
Последствия экспозиции экспериментальных образцов урологических стентов в урини
Характеристики экспериментальных образцов стентов исследованы при экспонировании в моче. Для этого предварительно простерилизованные Н2О2 плазмой трубки длиной 5 см, изготовленные из полимеров различного состава, были помещены в нефростому с естественным сохранением тока мочи в течение 7 суток у пациентов находящихся на стационарном лечение в Красноярской дорожной клинической больницы на ст. Красноярск после хирургического вмешательства по поводу мочекаменной болезни. Не обнаружено влияния воздействия мочи в исследуемые сроки на молекулярно-массовые характеристики полимерного материала. Вес собственно образцов стентов также практически не изменился, незначительные колебания находились в пределах статистической погрешности. Полученные результаты продемонстрировали стабильность образцов.
Особое внимание было уделено исследованию поверхности образцов после экспонировании в урине, которая является агрессивной средой и может оказывать негативное воздействие на имплантируемые изделия. РЭМ снимки стентов после экспозиции в нефростоме показаны на рис. 26
Электронные микрофотографии поверхностей трубок (наружной и внутренней), показали, что отложение солей происходит в разной степени. На трубках из П(3ГБ/4ГБ) с включением 30 мол. % 4ГБ и П(3ГБ/ПКЛ) = 25/75 на внутренней поверхности отмечены отложения солей в виде агломератов и кристаллов; на контрольном образце (полиуретане) по всей поверхности трубки образуются более крупные отложения солей виде агломератов, кроме этого видны глубокие микротрещины, что говорит о меньшей стойкости полиуретана по сравнению с ПГА.
Элементный состав на поверхности полимерных стентов исследовали с помощью РЭМ, оснащённой компьютерной программы QUANTAX (рис.27).
Элементный анализ отложенных по поверхности трубок солей выявил отличия, – в контрольном группе по большей части в составе отложений преобладали оксалаты (щавелевокислый кальций) и ураты (натриевые и калиевые соли), в меньшей степени фосфаты (табл. 12). На поверхности трубок на основе ПГА инкрустация солями происходила в меньшей степени, однако в отличие от контроля на трубках зарегистрирован Mg, особенно на образце П (3ГБ/30мол. % 4ГБ).
Для ответа на вопрос, имело ли место влияние отложение солей на характеристики стентов, исследованы физико-механические свойства после экспонирования экспонирования образцов в урин (табл. 13.)
Величина напряжения при разрыве мало изменилась практически у всех типов трубок. Отмечено повышение модуля Юнга на фоне снижения удлинения при разрыве, при этом – более выраженное у трубок из полиуретана, что свидетельствует о некотором повышении жёсткости и снижении эластичности. Более выраженное отложение солей, имеющее место в контроле (полиуретан), влияло на эти показатели значительнее, чем на трубки из ПГА.
В таблице даны средние значения измерений 5 образцов и стандартное отклонение Помимо отложения солей, применение имплантируемых устройств в хирургической практике создаёт проблему, связанную с колонизацией поверхности имплантатов микроорганизмами. Известно, что одним из важных свойств условнопатогенной флоры является способность к пленкообразованию. Активность пленкообразования (АПО) госпитальной флоры играет существенную роль как в патогенезе послеоперационных инфекционных осложнений, так и любых инфекций, связанных с оказанием медицинской помощи. Формируемые микробные биоплёнки ответственны за этиологию и патогенез многих острых и хронических воспалительных стент-ассоциированных (катетер-ассоциированных) инфекций [Mirsoleymani 2014]. Микроорганизмы, ассоциированные в биоплёнки, становятся в 100–1000 раз устойчивее к ингибирующему действию антибиотиков, что существенно осложняет борьбу с ними. Поэтому разработка имплантируемых устройств из материалов, способных препятствовать образованию плёнок на поверхности, – важный аспект медицинского материаловедения.
Микробиологические исследования трубок после экспозиции в урине включали определение видовой принадлежности и титра микроорганизмов в биоплёнках, сформированных на поверхности (табл. 14). По данным масспектрометрии в составе микробных ассоциаций идентифицированы следующие микроорганизмы: Candida albicans, Enterobacter hormaechei, Enterococcus faecalis, Staphylococcus haemolyticus, видовая принадлежность которых подтверждена спектрами (рис 28).
Активность пленкообразования зарегистрирована в большей степени на трубках из полиуретана в отношении всех идентифицированных микроорганизмов, в составе биоплёнок на которых идентифицированы Candida albicans, Enterobacter hormaechei, Enterococcus faecalis, Staphylococcus haemolyticus. В составе биоплёнок, сформированных на поверхности экспериментальных образцов, отсутствовали Enterobacter hormaechei; на трубках из сополимеров П3ГБ/4ГБ содержание Enterococcus faecalis и Staphylococcus haemolyticusпо по сравнению с полиуретаном было ниже от одного до трёх порядков.
Таким образом, экспериментальные образцы стентов на основе ПГА в меньшей степени подвержены инкрустации солями и образованию биоплёнок на поверхности по сравнению с коммерческими стентами из полиуретана.
Морфологические изменения мочеточника после имплантации на 28 сутки
В контрольной группе на двадцать восьмые сутки эксперимента толщина слизистого слоя мочеточника составляла 74,2 (62,5;87,5) мкм, на большинстве участков отмечалось отсутствие уротелия (рис. 33). Мышечная оболочка гипертрофирована с толщиной 193,2 (178,4;218,6) мкм, с явлениями пролиферации соединительнотканных элементов (рис. 45). Подслизистый слой имел более компактную структуру по причине аккумуляции волокон соединительной ткани и пролиферации фибробластов (40±19 клеток в поле зрения) и фиброцитов (56±12 клеток в поле зрения).
Большая часть слизистой оболочки (1) лишена уротелия в месте расположения стента в контрольной группе на 28 сутки. х50
В экспериментальной группе после имплантации стента П (3ГБ / 4ГБ), стенка мочеточника проксимальнее стояния стента сохраняла продольную складчатость. Мочеточники не расширены и имели наружный диаметр (1,4±0,7) мм. Слизистая мочеточника сохранена, отсутствовали псевдополипозные разрастания уротелия и деэпителизированные участки. Регистрировали незначительный отёк подслизистой. Гипертрофических и воспалительных изменений в мышечном слое не выявлено. Толщина уротелия составила 115,5 (109,2; 119,4 min 92,3 – max 129,3) мкм, мышечного 173,2 (163,4; 182,5) мкм. Уротелий мочеточников не утратил барьерных функций, поэтому стенка мочеточника не содержала воспалительных инфильтратов (рис. 46).
Отсутствие воспалительной инфильтрации и склероза в стенке мочеточников в месте расположения стента из П(3ГБ/4ГБ) на 28 сутки: 1– переходно-клеточный эпителий, 2 – мышечный слой х 100
Клетки лейкоцитарного происхождения диффузно были расположены в подслизистом слое и представлены лимфоцитами 2±1 клеток, гистиоцитами 7±4 клеток в поле зрения. Умеренная фибробластическая реакция выявлялась также в подслизистом слое, число фибробластов составило 19±5 клеток в поле зрения, фиброцитов 28 ±5 клеток в поле зрения.
После имплантации стента П (3ГБ / ПКЛ) в экспериментальной группе складчатость мочеточника была сохранена. Слизистая оболочка главным образом была с гладким контуром и с равномерной толщиной переходного эпителия 112,4 (101,5; 121,2) мкм (рис. 47. 48, 49). Была замечена некоторая разрыхлённость собственной пластинки слизистой и подслизистого слоя, однако воспалительная инфильтрация отсутствовала, толщина мышечного слоя составила 167,20 (155,5; 179,6) мкм.
Общая картина изменений структуры мочеточника на 28 сутки после имплантации стента П(3ГБ/ПКЛ). Окраска гематоксилин-эозин»; х 200
Клетки лейкоцитарного происхождения находились в подслизистом слое и были представлены следующим образом: лимфоцитами 3±1 клеток в поле зрения, гистиоцитами – 6±3. В подслизистом слое фибробластов было 17±5 клеток в поле зрения, фиброцитов – 22 ±5.