Имплантат для замещения костных дефектов

Изобретение относится к медицине, а именно к имплантатам для замещения костных тканей. Имплантат для замещения костных дефектов выполнен из пористого политетрафторэтилена, полученного прессованием порошка фракции 0,25-1,60 мм термостатированного политетрафторэтилена при давлении 30±10^оС и имеющего структуру в виде элементов полимера и элементов пространства пустот с соединением указанных элементов в трехмерную сеть, имеющую объемную долю пространства пустот 15-40%, удельную поверхность пространства пустот 0,25-0,55 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 25-50 мкм, среднюю объемную хорду 8-25 мкм. Тем самым повышается термостойкость и биологическая инертность имплантата при полной его интеграции в окружающие ткани. 6 ил.

 

Заявляемое изобретение относится к медицине, а именно к имплантатам для замещения костных тканей, и может найти применение в восстановительной хирургии при замещении дефектов костей черепа, таких как кости лицевого скелета и свод черепа.

Необходимость протезирования дефектов костных тканей лицевого скелета и свода черепа вызвана необходимостью восстановления защитных свойств этих частей скелета. Свод черепа защищает головной мозг, и даже небольшие дефекты свода могут привести к тяжелым последствиям. При разрушении нижней стенки глазной орбиты невозможно восстановление функции глазодвигательных мышц и т.д. Кроме того, без возмещения дефектов лицевого скелета невозможна полноценная косметическая реабилитация.

В лечении дефектов лицевого скелета и свода черепа достаточно широко используют аутотрансплантаты [Jorda D.R.etal Ophtalmology, 1992, v99, №10, р 1600-160S], которые отличаются высокой биосовместимостью и минимальным риском инфекции, миграции и отторжения. Однако аутотрансплантация всегда связана с дополнительной хирургической травмой и осложнениями, связанными с забором материала, удлинением продолжительности операции и возможным лизированием аутоткани.

Использование аллотрансплантатов, то есть донорских тканей, а также эксплантатов, таких как металлические конструкции (пластины и сеточки толщиной 0,5 мм), силикона, желатиновых губок и пленки, полиметилметакрилата, монолитного политетрафторэтилена, не смогли решить проблему интеграции имплантата с костной тканью.

В хирургической практике последних лет широкое применение получают пористые материалы, структура которых позволяет формирование новой компактной костной ткани.

Известен имплантат для замещения дефектов костей черепа из гидроксиапатита, получаемого путем гидротермальной обработки скелета морских рифообразующих кораллов Porites. Пространственная структура этого материала сходна с системой гаверсовых каналов компактной кости человека. Жесткие каркасные свойства гидроксиапатита позволяют закрывать даже крупные дефекты. При длительном (свыше 1 года) пребывании в тканях имплантат частично резорбируется и замещается новообразованной костью [Holms R.E. Plas.Reconst.Surg., 1979, v 63, №5, р 626-633; Mercier I.et al.Rev.stomatol.Chir.Maxillofac, 1996, v 97, №б, р 324-3331]. Имплантаты из кораллового гидроксиапатита для замещения дефектов черепа выпускает французская фирма Inoteb под торговым наименованием Biocoral [см. копию проспекта]. Имплантат из кораллового гидроксиапатита выпускается в различных размерах и формах, адаптированных к участку-реципиенту.

Однако имплантаты для замещения дефектов костей черепа всегда нуждаются в ремоделировании во время операции. Коралловый гидроксиапатит может быть механически обработан только инструментом для резки и/или фрезирования с алмазной обработкой, и использование гидроксиапатитовых имплантатов требует соответствующего оснащения операционной. Кроме того, гидроксиапатит имеет каменистую шероховатую поверхность, которая может травмировать окружающие мягкие ткани, вызывая появление эритемы или отека.

Наиболее близким по совокупности существенных признаков является имплантат для замещения дефектов костей черепа из пористого полиэтилена [Choi I.C.et al. Ophtal.Plast.Reconstr.Surg., 1999, v 15, №1, p 56-66; Rubin P.A. et al. Ophtalmology, 1994, v 15, pt 5, p 578-582]. Пористый полиэтилен имеет систему открытых взаимосвязанных пор; не менее 85% пор имеют диаметр свыше 150 мкм. Заготовки пористого полиэтилена легко моделируются по месту имплантации. Высокая биосовместимость позволяет имплантату из пористого полиэтилена быстро срастись с окружающими тканями.

Недостатком имплантата из пористого полиэтилена является низкая термостойкость полимера, затрудняющая стерилизацию имплантата, а также недостаточная биологическая инертность полиэтилена: на его поверхности наблюдается адсорбция некоторых биологически активных веществ и жиров. Недостаточная биологическая инертность может привести к биодеструкции имплантата.

Технический результат, на достижение которого направлено заявляемое изобретение, заключается в повышении биологической инертности и термостойкости имплантата из пористого полимерного материала при полной интеграции его в окружающие ткани.

Указанный технический результат достигается тем, что имплантат для замещения костных дефектов черепа из пористого полимерного материала выполнен из пористого политетрафторэтилена, полученного прессованием порошка фракции 0,25-1,60 мм термостатированного суспензионного ПТФЭ при давлении 30±5 МПа и спеканием его при температуре 380±10°С и имеющего структуру в виде элементов полимера и элементов пространства пустот с соединением указанных элементов в трехмерную сеть, имеющую объемную долю пространства пустот 15-40%, среднее расстояние между пустотами в объеме 25-50 мкм, удельную поверхность пространства пустот 0,25-0,55 мкм2 /мкм3, среднюю объемную хорду от 8 до 25 мкм.

Политетрафторэтилен (ПТФЭ) устойчив как к клеточной (фагоцитоз и лизис с участием гигантских клеток), так и к неклеточной (неферментативный гидролиз и ферментативное расщепление) биодеструкции [Липатов Т.Э., Пхакадзе Г.А., Применение полимеров в хирургии. Киев; «Наук, думка», 1977, 130 с.]. Он отличается также высокой химической инертностью и высокой термостойкостью и имеет температуру начала разложения выше 327°С. Монолитный суспензионный ПТФЭ, применяемый для реконструкции нижней стенки орбиты глаза, не интегрировался с окружающими тканями, выполняя чисто механическую роль [Ondach A. et al. Rev.Stomatol.Chir; Maxilofac, 1998, v.99, suppl.l, p 120-121].

Заявляемый имплантат получен нами следующим образом.

Суспензионный ПТФЭ, например марки Ф-4 (ГОСТ 10007-80), в виде порошка термостатировали при температуре 380+10°С и дополнительно измельчали в дробилке. Порошок рассеяли на ситах, отбирая фракцию 0,25-1,6 мм. Из отобранной фракции формировали прессованием при давлении 30±5 МПа пластины толщиной от 2 до 6 мм или цилиндрическую заготовку. Пластины и заготовку спекали при температуре 380±10°С в течение 5-6 часов. С цилиндрической заготовки строжкой снимали пленку толщиной от 0,3 до 2,0 мм. Пленки и пластины мягко режутся и формуются механически для придания нужной формы.

Стереологические (объемные) параметры заявляемого имплантата определяли по известной методике [Пантелеев В.Г., Рамм К.С. Неорганические материалы, 1986, т 22, №12, с. 1941-1951; Автангилов Г.Г. и др. Системная стереометрия в изучении патологического процесса. М., «Медицина», 1981; Чернявский К.С. Стереология в металловедении. М., «Металлургия», 1977].

Согласно определению структура заявляемого имплантата имеет объемную долю пространства пустот 15-40%, удельную поверхность пространства пустот 0,25-0,55 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 25-50 мкм и среднюю объемную хорду 8-25 мкм.

На фиг.1 представлен снимок структуры имплантата, сделанный под микроскопом. Отчетливо видна трехмерная сеть пространства пустот и узлы полимерной матрицы.

Тканевые реакции на имплантацию заявляемого имплантата были исследованы на кроликах на модели для закрытия костных дефектов перелома нижнего края глазницы. Сквозной дефект нижнего края орбиты диаметром 6 мм формировался с помощью фрезы. Поверх него укладывалась пластинка пористого ПТФЭ толщиной 2,0 мм, перекрывающая костный дефект на 2 мм по всей окружности. Операция выполнена на 21 животном. Операция завершалась инъекцией 0,05 г цефазолина и 0,002 дексаметазона. Антибактериальное лечение выполнялось в течение 1 недели после операции.

Разрез кожи зажил первичным натяжением, мягкие ткани в зоне операции были неизменными на протяжении всего периода наблюдения.

Гистологические исследования, выполненные через 1, 3 и 6 месяцев после операции, представлены на фиг.2 (а-д).

Через 1 месяц после операции наблюдается достаточно прочное сращение между имплантатом и окружающими тканями, в том числе костью: на фиг.2а видна новообразованная костная ткань в толще имплантата, на фиг.2б видно врастание костной ткани в пустоты ПТФЭ. Через 6 месяцев по всей площади контакта имплантата с костью видны признаки пролиферации остеобластов (фиг.2в) и формирование в пространстве пустот ПТФЭ костной ткани (фиг.2г), местами с кроветворным костным мозгом (фиг.2д). Пластина толщиной 2 мм полностью прорастает костной тканью.

Заявляемый имплантат использовался для реконструкции нижней стенки глазницы, дефектов нижней челюсти и др. у травмированных пациентов. Годичное наблюдение показало надежное сращение имплантата с окружающими тканями.

Имплантат для замещения костных дефектов из пористого полимера, отличающийся тем, что имплантат выполнен из пористого политетрафторэтилена, полученного прессованием порошка фракции 0,25-1,60 мм термостатированного политетрафторэтилена при давлении 30± 5 МПа и спеканием его при температуре 380± 10^оС и имеющего структуру в виде элементов полимера и элементов пространства пустот с соединением указанных элементов в трехмерную сеть, имеющую объемную долю пространства пустот 15-40%, удельную поверхность пространства пустот 0,25-0,55 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 25-50 мкм, среднюю хорду объемную 8-25 мкм.