Е. Ю. Масленников, Д. Е. Росторгуев

Ростовский государственный медицинский университет, Россия

К ВОПРОСУ ОБ АГРЕССИВНОМ ВЛИЯНИИ БИОЛОГИЧЕСКИХ СРЕД НА ИМПЛАНТАТЫ ДЛЯ НАКОСТНОГО ОСТЕОСИНТЕЗА

В современной медицине широкое применение находят биотехнические изделия, в которых различные элементы и части взаимодействуют с биологическими жидкостями, мягкими и твёрдыми тканями организма. Это, в первую очередь, относится к имплантационным изделиям, предназначенным для травматологии и ортопедии. Функционирование таких имплантатов протекает в условиях действия на их поверхность тканевой жидкости, крови, лимфы и других жидких компонентов, присутствующих в структурах организма. Данные жидкости имеют водную основу и обладают свойствами электролитов, оказывая на покрытия имплантатов коррозионное воздействие [8,14]. Протекающие анодные процессы, характеризуются ионизацией атомов применяемых имплантатов, диффузией ионов в окружающую биосреду с развитием металлоза [5,9,11]. Вследствие этого изменяются состав и свойства поверхности имплантата, а также происходит нарушение нормальных клеточных процессов в биоструктурах, возникает опасность развития воспалительных явлений и отторжения имплантата [1, 2 4,7].

Цель исследования – изучение изменений некоторых параметров геометрии и морфологии поверхности имплантатов для накостного остеосинтеза под влиянием агрессивных биологических сред.

Материалы и методы.

Исследованы образцы имплантатов для накостного остеосинтеза (пластины 1/3 трубки), производства ООО «Остеосинтез». Все имплантаты выполнены из отвечающих современным международным стандартам материалов (ISO).

Образцы для исследований разделены на две группы. Основную группу составили имплантаты, использованные для остеосинтеза переломов голеностопного сустава (25 образцов), которые находились в контакте с тканями организма в течение 5-7 месяцев. Накостную фиксацию имплантатов осуществляли винтами из сплава титана.

Группа сравнения (14 образцов) представлена, ранее не использованными («новыми») в целях остеосинтеза имплантатами, не контактировавшими с биологическими средами организма. По отношению к этим имплантатам, на муляже голеностопного сустава, были произведены механические манипуляции идентичные тем, которые производятся по отношению к металлоконструкциям в клинических условиях (стерилизация, моделирование формы конструкции, фиксация к кости и демонтаж).

Исследовали следующие параметры:

- химический состав имплантата методом спектрального анализа;

- массу имплантатов определяли на лабораторных весах АВ-104F ACT «Mettler Toledo»;

- линейные размеры пластин (длина, ширина и толщина пластины в области средней части и концевых отделов);

- состояние поверхности пластин изучали при помощи стереоскопического микроскопа Stemi-2000C «Carl Zeiss»;

- с целью определения высоты микронеровностей на поверхностях имплантатов, из пластин были изготовлены микрошлифы в поперечном сечении, которые исследовались на металлографическом микроскопе Axiovert-40MAT «Carl Zeiss» с применением специального программного обеспечения для проведения линейных измерений на изображении.

Статистический анализ результатов исследования производили на компьютере Интел Пентиум с помощью пакета программ Microsoft Exel 5,0. Оценку достоверности межгрупповых сравнений проводили по t – критерию Стьюдента. За уровень значимости принимали р ≤ 0,05.

Результаты исследования.

Спектральным анализом пластин установлено, что по химическому составу (%): Al-1,9; Mn-1,23; Cr-0,09; Si-0,05; Fe-0,3; Zr-0,016, материал можно отнести к титановому сплаву ОТ4-1.

При взвешивании пластин на лабораторных весах АВ-104F ACT «Mettler Toledo» установлено, что вес «новой» пластины (135.510 – 08) составил 6,42 ± 0,22 г. Вес имплантата, контактировавшего с биологическими средами ( группа сравнения) составил 5,76 ± 0,18 г ( Р ≤ 0,001).

При измерении толщины пластин установлено, что неиспользованные в целях остеосинтеза имплантаты имели равномерную толщину (1,45 ± 0,05 мм) на всём протяжении.

Толщина металла в концевых отделах использованных пластин составила 1,31 ± 0,03 мм. В средних отделах имплантаты имели толщину 1,20 ±0,03 мм. (Р ≤ 0,01).

Толщина металла использованных пластин была достоверно меньше (Р ≤ 0,001) таковой по отношению к группе сравнения, что свидетельствует о том, что имплантат, длительное время функционировавший в организме, подвергся износу. При этом износ металлоконструкции носит неравномерный характер, и более выражен в центральной её части.

Достоверных различий в изменениях таких параметров как длинна и ширина имплантатов нами выявлено не было.

При исследовании поверхностей пластин стереоскопическим микроскопом Stemi-2000C «Carl Zeiss» установлено, что имплантаты не использованные в целях остеосинтеза (группа сравнения) имели блестящую поверхность (Рис. 1 а., б).

Рис. 1 а Наружная поверхность « новой» пластины

Рис.1б Внутренняя поверхность «новой» пластины

Пластины, использованные в целях остеосинтеза (основная группа) имели матовую поверхность как в наружных так и внутренних отделах (Рис.2 а,б).

Рис. 2 а. Наружная поверхность использованной пластины.

Рис. 2б. Внутренняя поверхность пластины использованной пластины.

Матовость поверхности, использованных пластин соответствует состоянию металла подвергавшегося агрессивному химическому воздействию. Установлены отличия параметров маркировки пластин, выполненной электроискровым методом. Исследования, выполненных с помощью стереомикроскопа Stemi-2000C выявили различия в толщине линий маркировки на «новых» и использованных пластинах. На использованных пластинах имело место истончение линий, что свидетельствует о растраве поверхностного слоя металла (Рис.3 а,б).

Рис. 3,а. Новая пластина. Рис.3,б. Использованная пластина

В результате измерения микронеровностей на микрошлифах установлено, что на пластинах не контактировавших с биологическими средами высота микронеровностей на наружной (выпуклой) поверхности имплантатов ( Рис.4а) варьировалась в пределах 1,4-2,3 мкм при среднем значении 1,76 ± 0,10 мкм, на внутренней (вогнутой) поверхности (Рис.4б) в пределах 1,6-2,7 мкм, при среднем значении 1,91 ± 0,11 мкм. Достоверных различий в высоте микронеровностей выявлено не было ( Р ≥ 0,05 ).

Рис. 4а. Микрошлиф. Новая пластина, снаружи (1.4-2.3 мкм).

Рис. 4б. Микрошлиф. Новая пластина, изнутри (1.6-2.7 мкм).

На использованных в целях остеосинтеза пластинах высота микронеровностей на наружной поверхности имплантатов (Рис.5а) варьировалась в пределах 1,8-3,0 мкм при среднем значении 2,34 ± 0,16 мкм, на внутренней поверхности (Рис.5б) в пределах 2,3-3,2 мкм, при среднем значении 2,73 ± 0,11 мкм.

Рис. 5а. Микрошлиф. Использованная пластина, снаружи (1.8-3.0 мкм).

Рис. 5б. Микрошлиф. Использованная пластина, изнутри (2.3-3.2 мкм)

Размеры микронеровностей на использованных пластинах были достоверно выше (Р ≤0,001 ) по отношению к неиспользованным, как в зоне контакта имплантата с костной тканью ( внутренняя поверхность пластины), так и в области соприкосновении с мягкоткаными образованиями (наружная поверхность пластины).

Обсуждение результатов исследования.

Полученные данные свидетельствуют о достоверных отличиях в массе, толщине, внешнем виде и состоянии поверхностей (шероховатости) пластин основной группы и группы сравнения. Выявленные различия являются следствием контакта металла с агрессивными биологическими средами организма.

Имплантация в организм любого чужеродного металла вызывает воспалительную реакцию, которая является выражением защитной и репаративной функции соединительной ткани, направленной на ликвидацию или изоляцию повреждающего агента и восстановление повреждённых тканей [5,6]. Интенсивность воспаления зависит от степени биосовместимости имплантируемых материалов. При наличии биосовместимости, местная реакция на инородное тело зависит от поверхностных свойств материала, формы имплантата, соотношения между площадью поверхности биоматериала и объёмом имплантата [2,3].

Известно, что активность воспалительного процесса, связанного с имплантируемым материалом, так же в значительной степени зависит от физических и физико-химических свойств материала имплантата и его поверхности [3,7]. Процессы, сопровождающиеся неконтролируемыми изменениями объёмных и поверхностных свойств материалов, могут изменять их биосовместимость [1,2,13].

Активация воспалительных клеток (полиморфноядерных лейкоцитов, макрофагов) возникает после адгезии клеток к поверхности инородного материала (имплантата) [12,13]. Процесс активации характеризуется морфологическими и цитоплазматическими изменениями, приводящими к синтезу и высвобождению биологически активных веществ ( медиаторов воспаления) [6]. Локальная концентрация ферментов при воспалительной реакции, протекающей на границе раздела фаз, зависит от площади имплантата [1,3,5,10].

Выявленные увеличения размеров микронеровностей на поверхностях пластин, использованных в целях остеосинтеза, увеличивают риск развития инфекционных осложнений, так как способствуют адгезии воспалительных клеток и бактерий к поверхности имплантатов.

Установленное уменьшение массы и толщины имплантатов, использованных в целях остеосинтеза, может быть обусловлено как пассивным растворением компонентов сплава титана в различных биологических средах, так и являться следствием процессов коррозионной ионизации металла.

Накопление металла в тканях может привести к развитию аллергической реакции, которая протекает, как правило, в виде реакции гиперчувствительности замедленного типа с преобладанием местных проявлений отторжения [4,12,15]. Развитие реакции может отмечаться в отдалённом периоде, что зачастую расценивается как « непонятное позднее нагноение» [4,9].

Проведенный спектральный анализ пластин, показал присутствие в составе сплава алюминия и хрома, которые наряду с ванадием, кобальтом и никилем, считаются наиболее аллергогенными компонентами металлоконструкций [11,15].

Имеются данные, что сплавы титана, обладая низкой скоростью резорбции, с течением времени, накапливаясь в тканях организма могут оказывать мутагенное действие [10,15].

Результаты проведенных исследований свидетельствуют об актуальности и практической значимости поиска путей минимизации негативных последствий контакта имплантатов с биологическими тканями. Перспективным, на наш взгляд, является разработка как способов модификации поверхностей имплантатов, контактирующих с биологическими средами, так и методов их фармакологической защиты от агрессивного воздействия биологических сред.

Литература.

1. Калита В.И., Маланин Д.А., Мамаева В.А., Мамаев А.И., Комлев Д.А.,

Деревянко И.В., Новочадов В.В., Ланцов Ю.А., Сучилин И.А. Модификация поверхностей внутрикостных имплантатов: современные исследования и нанотехнологии // Вестник ВолГМУ, выпуск 4 (32),2009, с. 17-22.

2. Карлов А.В., Хлусов И.А. Зависимость процессов репаративного остеогенеза от поверхностных свойств имплантатов для остеосинтеза // Гений ортопедии.- 2003.-№3.- С.46–51.

3. Карлов А.В., Шахов В.П. Системы внешней фиксации и регуляторные механизмы оптимальной биомеханики. – Томск: STT, 2001. – 477 c.

4. Кузьмин И.И. Патогенетические особенности инфекционного процесса в травматологии и ортопедии // Вестник травматологии и ортопедии им. Н.Н. Приорова.- 2000.- №4.- С.67 - 71.

5. Пахалюк В.И., Калинин С.И., Олиниченко Г.Д. Биологические реакции на частицы износа, образующиеся в традиционных и альтернативных парах трения при тотальном замещении тазобедренного сустава // Ортопед. травматол. — 2003. — № 4. — С. 162–171.

6. Шехтер А.Б., Розанова И.Б. Тканевая реакция на имплантат / В кн: «Биосовместимость»/ под ред. В.И.Севастьянова. М. 1999. С. 174-208.

7. Шехтер А.Б., Серов В.В. Воспаление и регенерация. В кн. Воспаление.М. Медицина, 1995, С.200-219.

8. Шубкин Р.Р., Татиатулин Р.Р., Горчаковский В.К., Первышина Е.П. Коррозия имплантатов из титановых сплавов как результат воздействия окружающей среды // Анналы травматол. и ортопед. — 1996. — № 2 — С. 43–44.

9. Bose В. Delayed infection after instrumented spine surgery: case reports and review of the literature// Spine. 2003. Vol. 3. P. 394–399.

10. McGarry S., Morgan S.J., Grosskreuz R.M. et al. Serum titanium levels in individuals undergoing intramedullary femoral nailing with a titanium implant // J. Trauma. — 2008. — Vol. 64(2). — P. 430–433.

11. Okazaki Yoshimitsu, Gotoh Emiko, Manabe Takeshi, Kobayashi Kihei Comparison of metal concentrations in rat tibia tissues with various metallic implants. Biomaterials. 2004. 25, № 28, с. 5913–5920.

12. Pesskovа V., Kubiec D., Hulejov H., Himmlovа L. The influence of implant surface properties oncell adhesion and proliferation // J. Mater. Sci. Mater. Med. —2007. — Vol. 18, № 3. — P. 465–473.

13. Rodriguez A., Anderson J.M. Evaluation of clinical biomaterial surface effects on T lymphocyte activation // J. Biomed. Mater. Res. A. – 2010. –Vol. 92, N 1. – P. 214–220.

14. Schmutz P. Metallic medical implants: electrochemical characterization of corrosion processes // The Electrochemical Society. – 2008.- P.35-40.

15. Thomas P., A. Schuh, J. Ring et al. Orthopedisch-chirurgische Implantate und Allergien. Gemeinsame Stellungnahme des Arbeitskreises Implantatallergie (AK 20) der Deutschen Gesellschaft fur Orthopedie und Orthopedische Chirurgie (DGOOC), der Deutschen Kontaktallergie Gruppe (DKG) und der Deutschen Gesellschaft fur Allergologie und Klinische Immunologie (DGAKI) // Orthopade. — 2008. — Vol. 37(1). — P. 75–88.