CC BY
213
современные пористые материалы
для изготовления орбитальных имплантатов
© В. П. Николаенко1, Ю. С. Астахов2
1 Городская многопрофильная больница № 2, Санкт-Петербург
2 Кафедра офтальмологии с клиникой СПбГМУ им. академика И. П. Павлова, Санкт-Петербург
ф Обзор посвящен сравнительному анализу трех основных пористых материалов, из которых производятся орбитальные имплантаты для профилактики и лечения анофтальмического синдрома. Сопоставление основных критериев (химическая и биологическая инертность, пористость, легкость моделирования, стерилизации, имплантации, цена) продемонстрировало целый ряд преимуществ отечественного пористого политетрафторэтилена перед зарубежными аналогами.
ф Ключевые слова: орбита, анофтальм, имплантат, гидроксиапатит, пористый полиэтилен, пористый политетрафторэтилен.
Внедрение в клиническую практику полимеров с пористой пространственной структурой, таких как коралловый гидроксиапатит (ГАп) и его синтетические аналоги, пористый полиэтилен (ПЭ), углеродный войлок, открыло принципиально новые возможности в лечении анофтальмического синдрома. Еще одним перспективным материалом, прошедшим экспериментальную и клиническую апробацию, является политетрафторэтилен (ПТФЭ) с удельным объемом пор 45 %, обладающий оптимальным соотношением пористости и механической прочности. Благодаря своей уникальной химической инертности, отсутствию сложноэфирных связей и углеродных соединений ПТФЭ устойчив ко всем наиболее значимым путям биодеструкции полимерных материалов [9]. Средний размер микропор в толще полимера, равный 100 — 250 мкм, обеспечивает беспрепятственное врастание соединительной и костной ткани в имплантат.
Закрытым акционерным обществом «Научнопроизводственный комплекс „Экофлон“» (Санкт-Петербург) налажено серийное производство поли-тетрафторэтиленовых орбитальных имплантатов, имеющих форму шара диаметром 15 — 20 мм. Сфера из пористого ПТФЭ имеет белый цвет, шероховатую поверхность, обладает выраженными гидрофобными свойствами, характеризуется легкостью обработки с помощью скальпеля, без труда прошивается микрохирургическими иглами (рис. 1).
Токсиколого-гигиенические и санитарно-химические испытания, тесты на стерильность и пирогенность изделий проведены во Всероссийском научно-исследовательском и испытательном
институте медицинской техники (ВНИИИМТ) в соответствии с требованиями ГОСТ РИСО 10993 «Оценка биологического действия медицинских изделий».
Накоплен первый опыт (450 операций) имплантации орбитальных вкладышей из пористого ПТФЭ [1—7], позволяющий сопоставить его с коралловым гидроксиапатитом и пористым полиэтиленом, считающимися в настоящее время наиболее пригодными материалами для производства орбитальных вкладышей (табл. 1).
Первый параметр для сравнения — химическая стойкость и пространственная структура оцениваемых материалов. С точки зрения химической инертности, значит, и устойчивости к биодеструкции, ПТФЭ стоит вне всякой конкуренции. ПЭ отличается меньшей химической стойкостью и биологической стабильностью. В частности, Z. А. Кагс^1и (1997) наблюдал узурацию пористого ПЭ при его загрязнении актиномицетами [21].
Гидроксиапатит также является биодеструкти-руемым материалом [27]. Первоначальная фагоцитарная реакция, обусловленная его имплантацией, со временем не ослабевает, а усиливается, так как макрофаги и гигантские клетки инородных тел фагоцитируют и резорбируют ГАп. Процесс длится несколько лет и завершается постепенным замещением имплантата соединительной тканью, которая в свою очередь подвергается частичной инволюции. Кроме того, ГАп выступает в роли кондуктора для направленной регенерации специализированной ткани, например костной [10]. В любом случае биодеградация ГАп начинается только после его инкорпорации в окружающие
Рис. 1. Современные разновидности ПТФЭ: А — сканирующая электронная микроскопия (СЭМ) ПТФЭ с пористостью 45 -50 %; Б — орбитальный имплантат; В — световая микроскопия порового пространства ПТФЭ; Г — насыщение имплантата раствором антибиотика; Д — уплощение передней поверхности сферы; Е — наложение предварительного шва для последующей фиксации мышечного перекреста к имплантату
Таблица 1
Сравнительная характеристика основных пористых материалов для производства орбитальных имплантатов
Критерий оценки Гидроксиапатит Полиэтилен Политетрафторэтилен
Биологическая инертность Подвержен биодеструкции Подвержен биологической деструкции в меньшей, чем ГАп, степени Самый инертный в химическом и биологическом отношении из всех существующих полимеров
Упорядоченность поровой системы Упорядоченная, напоминает систему гаверсовых каналов Неупорядоченная Неупорядоченная
Удельный объем пор, % 45-50 45-50 45
Средний диаметр пор, мкм 150 -500 150 -200 100-250
Глубина врастания соединительной ткани Вплоть до центра сферы (10 мм ) 6 мм 6 мм
Установка ножки Возможна Возможна Возможность не изучалась
Возможность ручного моделирования Невозможна Возможна после нагревания Не представляет сложности
Легкость имплантации Без оболочки и инжектора Без инжектора и оболочки Не требует ни инжектора,
невозможна крайне затруднена ни оболочки
Метод стерилизации Паровой Дорогостоящие методы газо- Паровой
(автоклавирование) вой и гамма-стерилизации (автоклавирование)
Стоимость, долларов США 600 400 200
структуры [17]. Поэтому сформированная из коралла постэнуклеационная культя даже в отдаленные сроки после операции не уменьшается в объеме.
В общем, все три сравниваемых материала вполне пригодны для формирования подвижной основы косметического протеза, которую будет отличать стабильность формы и объема. Исключением яв-
ляется применение ГАп в ходе эвисцерации, когда послеоперационное врастание соединительной ткани и сосудов в коралл затруднено, и он может частично резорбироваться.
Ультраструктура порового пространства коралла напоминает систему гаверсовых каналов компактной кости человека, что считается несомненным преимуществом перед ПЭ и ПТФЭ с их неупорядо-
е
ІШШ ilk
Ш
Рис. 2. Орбитальный имплантат из кораллового ГАп: А — ультраструктура его порового пространства; Б — система гаверсовых каналов компактной кости человека; В — орбитальный имплантат из ГАп производства американской фирмы IOI Inc.; Г—Е — полиметилметакрилатная (Г—Д) и титановая (Е) ножка для передачи движений орбитального вкладыша на косметический протез
ченной системой пор (рис. 2, А-В). Однако в доступной литературе имеется лишь одно упоминание о том, что упорядоченный характер пустот действительно положительно влияет на темпы формирования остеонов в толще ГАп [17].
Как оказалось, гораздо большее воздействие на скорость биоинтеграции оказывают диаметр микропор и пористость материала [16]. Величина пустот в ГАп равна 150-500 мкм, в ПЭ — примерно 150-200 мкм [22], в ПТФЭ — в среднем 100-250 мкм. Пористость имплантатов из коралла, синтетического ГАп, ПЭ «Меёрог» и ПТФЭ практически одинакова и составляет 45-50 %. В этом отношении все материалы создают оптимальные условия для беспрепятственного врастания соединительной и костной ткани в имплантат.
Следующим важным аспектом сравнения является глубина проникновения новообразованной ткани в орбитальную сферу. Вкладыши из ПЭ и ПТФЭ из-за своей гидрофобности не в состоянии прорасти фиброваскулярной тканью вплоть до центра. Однако многочисленные экспериментальные и клинические исследования показали, что достигаемая степень васкуляризации пористого ПЭ и ПТФЭ вполне достаточна для их надежного сращения с окружающими тканями и длительного бессимптомного пребывания в орбите. Так что оба полимера удовлетворяют требованиям, предъявляемым к материалам, используемым
для изготовления биоинтегрированных погружных имплантатов.
Что касается ГАп, то наличие в его структуре гидроксильных групп обусловливает гидрофиль-ность материала, облегчает клеточную адгезию и обеспечивает колонизацию всей толщи кораллового имплантата. Способность гидроксиапатитовой орбитальной сферы прорасти фиброваскулярной тканью вплоть до центра позволила возродить идею полупогружных орбитальных имплантатов, соединяющихся с косметическим протезом штифтом («ножкой») (рис. 2, В-Е).
Несомненным преимуществом подобных конструкций перед погружными вкладышами является максимально полная передача движений культи на протез и, соответственно, высокий косметический результат операции. Однако литературные данные свидетельствуют о неоднозначном отношении оку-лопластических хирургов к установке ножки. Во-первых, для этого требуется полная васкуляризация имплантата, которая позволит достичь эпителиза-ции канала для штифта на всем его десятимиллиметровом протяжении и, тем самым, предохранить вкладыш от инфицирования [20]. Поэтому обычно ножка устанавливается не ранее чем спустя 6 месяцев после первичной имплантации и через 1 год после отсроченной [11], что заметно удлиняет реабилитацию пациентов. Формированию канала должна предшествовать оценка полноты васкуляризации коралла при помощи МРТ с контрастным
усилением гадолинием, что значительно повышает стоимость лечения.
Во-вторых, установка ножки косметического протеза сопровождается довольно большим количеством разнообразных осложнений [20], не оказывающих существенного влияния на исходы лечения, но удлиняющих и удорожающих его. Поэтому многие пациенты вообще отказываются от этой процедуры, и установка ножки начинает терять былую популярность [24]. По данным опроса американских окулопластических хирургов, лишь 7,8 % имплантаций орбитальных вкладышей, выполненных в 2002 г., завершились установкой ножки [25].
Немаловажным обстоятельством является то, что косметический протез, соединяющийся с головкой ножки, может быть изготовлен только из пластмассы. В России же в основном используются косметические протезы из стекла, чья последующая подгонка под ножку технически невозможна.
Следующий критерий для сравнения — физико-механические свойства материалов. Каменистая плотность ГАп препятствует ручной обработке ко-ралла, что вызывает потребность в дополнительном оснащении операционной. Например, уплощение передней поверхности имплантата предполагает наличие в арсенале офтальмохирурга инструментов для резки или фрезерования с алмазной обработкой. Невозможность шовной фиксации экстраокулярных мышц к гидроксиапа-титу, его грубая шершавая поверхность вынуждают обертывать вкладыш донорской или синтетической тканью.
Применение в этих целях аллогенных материалов неизбежно порождает проблемы, связанные с их частичным рассасыванием, развитием воспалительной и иммунной реакции, риском передачи инфекций, высокой стоимостью лечения [12]. Кроме того, оболочка из любой донорской ткани препятствует васкуляризации имплантата, что подтверждается гистологическими данными. В оболочке приходится формировать четыре «окошка», которые во избежание обнажения ГАп обязательно должны быть покрыты прямыми мышцами, пришитыми к местам их естественного прикрепления. Но эта методика не может обеспечить трехслойное (мышцы, тенонова капсула и конъюнктива) покрытие и глубокое погружение вкладыша в орбиту, из-за чего возрастает риск его обнажения [23]. В итоге имплантация орбитальной сферы из рифообразующего коралла превращается в сложную задачу даже для опытного окулопластического хирурга.
Перспективы использования в качестве оболочки ГАп рассасывающегося полиглактина остаются весьма неопределенными из-за небольшого клинического опыта его применения. С нашей точки зрения, не изучено возможное отрицательное влияние высоких темпов биодеструкции полиглактина на отдаленные исходы операции.
Попытки обернуть гидроксиапатитовый имплантат политетрафторэтиленовой пленкой по непонятным причинам часто заканчиваются расхождением операционного разреза, инфицированием и отторжением вкладыша. Применение в этих целях бычьего перикарда провоцирует обширный лизис конъюнктивы над имплантатом.
Теоретически существует возможность погружения коралла в орбиту без предварительного обертывания, о чем уведомляет инструкция по применению имплантата «Bio-Eye», распространяемая фирмой-производителем «IOI Inc.». Однако, судя по данным литературы, методика не получила широкого распространения. Собственный опыт двух имплантаций безоболочечно-го ГАп свидетельствует о высоком риске осложнений при подобной технике. В обоих случаях развились поздние обнажения вкладышей, обусловленные грубой шершавой поверхностью коралла.
По сравнению с гидроксиапатитовой сферой, орбитальный имплантат из пористого ПЭ имеет несколько более гладкую поверхность (рис. 3, А— В). В связи с этим изделия фирмы «Porex» могут находиться в глазнице без оболочки при условии трехслойного тканевого покрытия (рис. 3, Д). В таких случаях применяется упрощенная методика обертывания имплантата, при которой оболочка из аутологичного корнеосклерального лоскута или расщепленного лоскута донорской склеры покрывает только переднюю его половину [12]. Но погрузить необернутый (или частично обернутый) вкладыш «Medpor» глубоко в теноново пространство крайне сложно из-за сопутствующей инвагинации краев операционной раны. Приходится использовать интродьюсер или, по предложению A. C. Perry (1990), в момент имплантации обертывать сферу какой-либо временной оболочкой (по типу «конфетной обертки»). Кроме того, моделировать сферы «Medpor» и пришить к ним прямые мышцы удается только после нагревания имплантата (рис. 3, Е). В этом случае пористый ПЭ, будучи аморфным полимером, переходит из стекловидного физического состояния в сверхэластичное и поддается ручной обработке.
! IIIIIIIM llllllll
, 1 0
д
Рис. 3. Орбитальный имплантат из пористого ПЭ:
А — структура его порового пространства;
Б, В — шероховатая поверхность, обусловленная технологией изготовления ПЭ;
Г — принцип установки титановой ножки;
Д — погружение имплантата с «шапочкой» из аутологичной роговицы в теноново пространство (1) и его покрытие передним листком теноновой капсулы (2) и конъюнктивой (3) (по Beaver H. A. с соавт., 1996);
Е — возможность прошивания нагретого ПЭ режущей иглой
В отличие от ГАп и ПЭ пористый ПТФЭ легко режется скальпелем и ножницами, прокалывается любыми типами хирургических игл. Для беспрепятственного погружения вкладыша достаточно развести и приподнять края теноновой капсулы тремя пинцетами. Так что в отношении легкости обработки и последующей имплантации ПТФЭ обладает неоспоримыми преимуществами перед ГАп и ПЭ.
Важным критерием оценки является легкость стерилизации. Низкая теплостойкость пористого ПЭ затрудняет этот процесс [8]. Вместо автокла-вирования приходится использовать сложные методы газовой и гамма-стерилизации [13], причем последняя может негативно сказаться на структуре ПЭ [11]. В этом плане ГАп и ПТФЭ, стерилизуемые паровым методом, оказываются более практичными материалами для изготовления орбитальных вкладышей.
Еще одним критерием для сравнения является цена конечного продукта. Труднодоступность сырья (рифообразующий коралл) значительно повышает стоимость гидроксиапатитового вкладыша «Bio-Eye» (600 долл. США). Аллотрансплантаты, используемые для обертывания ГАп, также отличаются высокой ценой. Фрагмент склеры, равный по площади одному квадранту глазного яблока, стоит
250 долл. США. Цена трансплантата широкой фасции бедра величиной 30 х 20 мм составляет 215 долл., перикарда 15 х 15 мм и твердой мозговой оболочки 30 х 15 мм — 195 долл. [26], «Л1Ыегт» 40 х 20 мм — 190 долл. [16]. В итоге стоимость операции и последующего протезирования достигает 1500-2500 долл. [15].
Синтетический ГАп вдвое дешевле природного, но лишен такого кардинального преимущества коралла перед ПЭ и ПТФЭ, как гарантированное тотальное прорастание фиброваскулярной тканью. Возможная причина заключается в том, что многие разновидности искусственного ГАп (с соотношением Са/Р от 1,3 до 2) не имеют стехиометрического состава, соответствующего идеальной формуле с молярным соотношением Са : Р = 5 : 3 (1.67) и, кроме того, содержат чрезмерно большие поры (300-700 мкм).
Сырье для производства пористого ПЭ более доступно, технология изготовления орбитальных вкладышей сравнительно проста. Благодаря термопластичности ПЭ имплантаты из него могут быть легко получены большинством традиционных методов, например инжекционным формованием, экструдированием и формованием дутьем. Поэтому себестоимость конечного продукта оказывается не очень высокой. Однако фирма «Рогех» оценивает
2
орбитальную сферу из полиэтилена «Меброг» в 400 долл. США.
Фторопласт-4, из которого получают пористый политетрафторэтилен, достаточно дешев. Несмотря на то что производство имплантатов из пористого ПТФЭ является трудоемким и сложным технологическим процессом, стоимость конечного отечественного продукта значительно ниже, чем у аналогичных медицинских изделий из ГАп и ПЭ.
Таким образом, политетрафторэтиленовые орбитальные вкладыши, отличающиеся биосовместимостью, легкостью стерилизации и ручной обработки, простотой имплантации, являются конкурентоспособными медицинскими изделиями, предназначенными для профилактики и лечения анофтальмического синдрома.
список ЛИТЕРАТУРЫ
1. Астахов Ю. С., Николаенко В. П., Дьяков В. Е. Использование политетрафторэтиленовых имплантатов в офтальмохирургии. — СПб.: Фолиант, 2007. — 256 с.
2. Бойко Э. В., Астахов Ю. С., Сосновский С. В. и др. Первый опыт использования орбитальных имплантатов из пористого политетрафторэтилена в ходе эвисцерации // Опухоли и опухолеподобные заболевания органа зрения. — Сб. науч. трудов междунар. симп. — М., 2007. — С. 191-195.
3. Николаенко В. П., Повзун С. А., Астахов Ю. С. Имплантация пористого политетрафторэтилена в орбиту: тканевые реакции // Офтальмология. — 2005. — Т. 2, № 3. — С. 72-76.
4. Николаенко В. П., Астахов Ю. С. О возможности имплантации орбитальных вкладышей из пористого политетрафторэтилена пациентам престарелого возраста // IV Всерос. школа офтальмолога: Сб. науч. тр. — М.: Б. и., 2005. — С. 448-451.
5. Николаенко В. П., Астахов Ю. С. Имплантация орбитальных вкладышей из пористого политетрафторэтилена: техника и результаты // Вестн. офтальмологии. — 2006. — Т. 122, № 1. — С. 18-21.
6. Николаенко В. П., Астахов Ю. С. Имплантация орбитальных вкладышей из пористого политетрафторэтилена: осложнения // Вестн. офтальмологии. — 2006. — Т. 122, № 1. — С. 21-24.
7. Николаенко В. П., Астахов Ю. С. Результаты отсроченной имплантации орбитальных вкладышей из пористого политетрафтор-этилена // Офтальмология. — 2006. — Т. 3, №
1. — С. 11-15.
8. Рабинович И. М. Применение полимеров в медицине. — Л.: Медицина, 1972. — 197 с.
9. Розанова И. Б. Биодеструкция имплантатов // Биосовместимость. — М.: Б. и., 1999. — С. 212-245.
10. Шехтер А. Б., Розанова И. Б. Тканевая реакция на имплантат // Биосовместимость. — М: Б. и., 1999. — С. 174-211.
11. Ashworth J. L., Rhatigan M., Brammar R. et al. A clinical study of the hydroxyapatite orbital implant // Eur. J. Ophthalmol. — 1997. — Vol. 7, N 1. — P. 1-8.
12. Beaver H. A., Patrinely J. R., Holds J. B., Soper M. P. Periocular autografts in socket reconstruction // Ophthalmology. —
1996. — Vol. 103, N 9. — P. 1498-1502.
13. Berghaus A., Mulch G., Handrock M. Porous polyethylene and proplast: their behavior in a bony implant bed // Arch. Otorhi-nolaryngol. — 1984. — Vol. 240, N 2. — P. 115-123.
14. Charters L., Rubin P. A. Acellular human dermis versatile, has many advantages // Ophthalmol. Times. — 1999. — Vol. 24, N 4. — P. 36.
15. Dutton J. J. Coralline hydroxyapatite as an ocular implant // Ophthalmology. — 1991. — Vol. 98, N 3. — P. 370-377.
16. Dziubla T. D., Lowman A. M. Vascularization of PEG-grafted macroporous hydrogel sponges: a three-dimensional in vitro angiogenesis model using human microvascular endothelial cells // J. Biomed. Mater. Res. — 2004. — Vol. 68, N 4. — P. 603-614.
17. HolmesR. E. Bone regeneration within a coralline hydroxyapatite implant // Plast. Reconstr. Surg. — 1979. — Vol. 63, N 5. — P. 626-633.
18. Hopper R. H. Jr., Engh C. A. Jr, Fowlkes L. B., Engh C. A. The pros and cons of polyethylene sterilization with gamma irradiation // Clin. Orthop. — 2004. — Vol. 42, N 9. — P. 54-62.
19. Jordan D. R., Chan S., Mawn L. Complications associated with pegging hy-droxyapatite orbital implants // Ophthalmology. — 1999. —Vol. 106, N 3. — P. 505-512.
20. Jordan D. R., Gilberg S., Bawazeer A. Coralline hydroxyapatite orbital implant (bio-eye): experience with 158 patients // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. — 2004. — Vol. 20, N 1. — P. 69-74.
21. Karcioglu Z. A. Actinomyces infection in porous polyethylene orbital implant // Graefe's Arch. Clin. Exp. Ophthalmol. —
1997. — Vol. 235, N 7. — P. 448-451.
22. Karesh J. W., Dresner S. C. High-density porous polyethylene (Medpor) as a successful anophthalmic socket implant // Ophthalmology. — 1994. — Vol. 101, N 10. — P. 1688-1695.
23. Kaltreider S. A., Newman S. A. Prevention and management of complications associated with the hydroxyapatite implant // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. — 1996. — Vol. 12, N 1. — P. 18-31.
24. Lowery J., Carlson A. N., Abelson M. B. et al. 2001 year in review // Rev. Ophthalmol. — 2001. — Vol. 8, N 11. — P. 73-87.
25. Su G. W., Yen M. T. Current trends in managing the anophthalmic socket after primary enucleation and evisceration // Ophthal. Plast. Reconstr. Surg. — 2004. — Vol. 20, N 4. — P. 274-280.
26. Tanji T. M., Lundy D. C., Minckler D. S. et al. Fascia lata patch graft in glaucoma tube surgery // Ophthalmology. — 1996. — Vol. 103, N 8. — P. 1309-1312.
27. Zim S. Skeletal volume enhancement: implants and osteotomies // Curr. Opin. Otolaringol. Head Neck Surg. — 2004. — Vol. 12, N 4. — P. 349-356.
MODERN POROUS MATERIALS FOR ORBITAL IMPLANT MANUFACTURING
Nikolaenko V. P., Astakhov Yu. S.
G Summary. The review is dedicated to the comparative analysis of three main porous materials, from which orbital implants for prophylaxis and treatment of anophthalmic syndrome are manufactured. Compari-
son of principal criteria (chemical and biological un-reactiveness; porosity; ease of modeling, sterilization; implantation; cost) demonstrated a whole number of advantages of the home-produced porous poly-tetrafluoroethylene compared to foreign analogues.
G Key words: orbit, anophthalmos, implant, hydroxyapatite, porous polyethylene, porous polytetrafluoroethylene.
