RU2137441C1 - Материал для пластики тканей - Google Patents

Abstract

Изобретение относится к медицине и может использоваться для хирургического лечения дефектов различных тканей организма. Основу материала составляет никелид титана с пористостью 8-90%, коэффициентом изотропной проницаемости 2•10^-13 - 2•10^-5 м², распределением пор по размерам 10^-2 - 10^-1 мкм 1 - 5%, 10^-1 - 10¹ 5 - 10, 10 - 100 10 - 20, 100 - 400 20 - 50, 400 - 1000 50 - 10, свыше 1000 остальное. Пористость материала повышает его физико-механические свойства - прочность, коррозионную стойкость, сверхэластичнооть, деформационную циклостойкость. Вариация пористости в указанных пределах определяет область применения материала, т.е. степень его универсальности в качестве имплантата. 3 ил.

Description

Изобретение относится к медицине и может использоваться для хирургического лечения дефектов различных тканей организма.

Исправление врожденных или приобретенных нарушений строения различных частей тела (пластика), включая их локальное или тотальное замещение искусственными материалами в виде имплантатов и эндопротезов, - одна из актуальнейших проблем медицины. Успех лечения, в основном, определяется степенью соответствия используемых материалов ряду требований, главными из которых являются:
1. Высокая механическая прочность, определяющая долговечность имплантата.

2. Биохимическая совместимость, проявляющаяся в благоприятной реакции тканей, контактирующих с имплантатом.

3. Биомеханическая совместимость - свойство, определяющее успех реабилитации, долговечное и надежное функционирование имплантата.

4. Максимальная функциональная имитация замещенного органа или его части.

5. Относительная технологическая простота и дешевизна производства, также ряд других важных условий.

Развитие имплантологии имеет глубокую историю, на современном этапе которой приоритетны пористые материалы различного химического состава. Пористые имплантаты более гармонично совмещаются с тканями. Для этого их пористость должна быть проницаемой, иметь заданное распределение пор по размерам и хорошо смачиваться жидкими средами организма для проникновения их в поры под действием капиллярных сил. С течением времени в порах имплантата образуется и растет живая ткань и, таким образом, реализуется его связь с организмом за счет механического сцепления и химического взаимодействия ткани с компонентами элементного состава имплантата [3]. В уровне техники приведены сведения об аналогах с пористой структурой.

Широко известна пористая керамика, например Al₂O₃ [1], как химически инертный материал для пластики тканей, обладающий высокой биоадгезивностью. Недостатки указанного материала - низкая механическая прочность, особенно к ударным нагрузкам, излишняя твердость при использовании в мягких тканях, сложность обработки, низкая циклостойкость в отношении тяжело нагруженных имплантатов.

Известны пористые углеродные материалы [1], имеющие низкую плотность, малый коэффициент теплового расширения и теплопроводности, биохимическую инертность. Недостаток материала - низкая ударная прочность, низкая биомеханическая совместимость.

Более прогрессивные материалы для пластики тканей в виде пористого титана и его сплавов с алюминием, ниобием, танталом [1] хорошо связываются с тканью, особенно с костной, без образования фиброзных посредников. Недостатки пористого титана и его сплавов, ограничивающие их применение, - малая износостойкость, повышенная механическая усталость.

Известен ближайший по технической сущности аналог - проницаемопористый никелид титана с коэффициентом пористости 8 - 60% и коэффициентом проницаемости 2•10^-13-3•10^-6 м² [2]. Достоинствами его по сравнению с упомянутыми аналогами являются оптимальное сочетание удельного веса, прочности, износо- и циклостойкости.

Живые ткани обладают эластичностью - способностью обратимо деформироваться в значительных (более 5%) пределах в условиях многократных нагружений, вибраций. Если сопряженный с тканью материал отличается от нее характером и величиной деформации, он не соответствует требованиям биомеханической совместимости и его долговечность мала. Сплавы на основе никелида титана и, в частности, аналог [2], обладают механическим поведением, сходным поведением живых тканей, проявляя "эффект сверхэластичности" [3] и высокую биосовместимость.

Пористость материала, имея заданные параметры, влияет на его физико- механические свойства - механическую прочность, коррозионную стойкость, сверхэластичность, деформационную циклостойкость.

Таким образом, механические характеристики, будучи заданными, ограничивают вариацию пористости, которая, в свою очередь, определяет область применения материала, т. е. степень его универсальности. Недостатком материала-прототипа является ограниченность области применения. Например, в указанных интервалах пористости и проницаемости он имеет низкую эффективность срастания с остеопорозной тканью.

Технический результат предлагаемого изобретения - расширение области применения материала при сохранении биомеханической, биохимической совместимости и максимального функционального соответствия.

Указанный технический результат достигается тем, что в материале для пластики тканей на основе пористого проницаемого никелида титана с пористостью в интервале 8-60% и коэффициентом проницаемости в интервале 2•10^-13 - 3•10^-6 м² верхний предел интервала пористости увеличен до 90%, верхний предел интервала проницаемости увеличен до 2•10^-5 м², распределение пор по их размерам составляет
10^-2 - 10^-1 мкм - 1 - 5%
10^-1 - 10¹ - 5 - 10
10 - 100 - 10 - 20
100 - 400 - 20 - 50
400 - 1000 - 50 - 10
Свыше 1000 - Остальное,
проницаемость материала выбрана изотропной.

Кинетическая модель поверхностной реакции тканей организма на введение пористого имплантата включает проникновение тканевых жидкостей в поры материала, адгезию белковых молекул на поверхности имплантата, их биохимическое связывание с веществом имплантата и многостадийную трансформацию тканей в процессе синтезирования агрегата "ткань-имплантат" [4].

При условии наличия эффекта смачиваемости скорость и достаточность пропитывания имплантата тканевой жидкостью зависит от размера пор, направленности проницаемости, коэффициента смачиваемости для данной тканевой жидкости и данного материала, а также от внешнего фактора - разности гидравлического давления в заполненной и незаполненной зонах имплантата. Указанные интервалы пористости определены экспериментально. Качественное обоснование распределения пор по размерам состоит в том, что имеется оптимальный размер, обеспечивающий проникновение жидкости и эффективное связывание ее с поверхностью имплантата (площадь которой зависит от размеров пор). При изменении размеров пор в сторону их уменьшения картина пропитывания противоречиво изменяется, т.к. увеличивается гидравлическое сопротивление, но, вместе с тем, увеличивается капиллярный эффект, способствующий увеличению глубины проникновения. Нижний предел интервала пористости определяется также соотношением размеров пор и размеров биологических агрегатов синтезированной в конце процесса ткани, например размеров остеона в случае костной ткани.

При изменении размеров пор в сторону их увеличения уменьшается капиллярный эффект и снижаются прочностные свойства пористого имплантата.

Для конкретных тканей организма существуют свои, специализированные интервалы пористости, проницаемости, характеристики распределения пор по размерам.

Указанные характеристики предлагаемого материала разработаны для максимальной универсализации материала, т.е. широкой области использования.

Морфология тканей организма в соответствии с физиологической функциональностью анизотропна по различным характеристикам, в том числе по жидкостной проницаемости. Для приспособления предлагаемого материала к различным тканям его проницаемость выбрана изотропной, т.е. проницаемость имеет место во всех направлениях.

На иллюстрациях представлено:
Фиг. 1. Имплантат из пористого никелида титана для пластики сквозных ранений печени. 1 - втулка, 2 - неподвижное ограничительное ребро, 3 - съемное ограничительное ребро, 4 - стопорное кольцо.

Фиг. 2. Микроструктура поверхности шлифа имплантата с тканевым заполнением по истечении 9 месяцев после операции.

Фиг. 3. Имплантаты для пластики костных структур лицевого черепа.

В качестве конкретных примеров, подтверждающих достижимость технического результата, приводятся данные использования пористых материалов в клинических условиях.

Пример 1. Пластика сквозных ранений печени выполнена в отделе патофизиологии Томской Центральной научно-исследовательской лаборатории на подопытных животных (собаках). Использовался пористый никелид титана с пористостью 65%, изотропной проницаемостью 2•10^-5 м² и распределением пористости по размерам:
10^-2 - 10^-1 мкм - 5%
10^-1 - 10¹ - 10
10 - 100 - 20
100 - 400 - 50
400 - 1000 - 10
Свыше 1000 - Остальное
Материал получен методом порошковой металлургии путем самораспостраняющегося высокотемпературного синтеза в режиме горения [1] с последующим протравливанием. Пористый материал для пластики выполнен в виде втулки 1 (Фиг. 1) с ограничительными ребрами на торцах, одно из которых - неподвижное 2, второе - съемное 3. Диаметр втулки - 20 мм, длина - 30 мм, наружный диаметр ребер - 25 мм. Подвижное ребро фиксируется стопорным кольцом 4.

Материал использован следующим образом: После премедикации животное усыпляют и осуществляют доступ к левой латеральной доле печени срединной лапаротомией от мечевидного отростка длиной 15 см. Цилиндрическим резектором с внешним диаметром 22 мм в печени выполняют сквозное отверстие, моделирующее раневой канал. С помощью втулки-кондуктора в раневой канал вставляют втулку 1 до упора ограничительного ребра 2 в печень и выхода второго конца втулки 1 за пределы печени. На второй конец втулки надевают подвижное ребро 3 до его упора и легкого сдавливания печени и в такой позиции фиксируют стопорным кольцом 4. В ходе операции длительность резекции составила 5 сек, установка и закрепление имплантата около 20 сек. При этом кровотечение из печени происходило лишь во время резекции и установки имплантата. Кровопотеря составила не более 30 млл.

После установки имплантата пористый материал пропитывается тканевой жидкостью и в течение 30-40 сек происходит просачивание крови наружу до момента ее свертывания в матрице пор. Кровопотеря при этом составила 10-15 мл.

В послеоперационный период до 12 месяцев прослежена динамика образования и трансформации ткани на границе "паренхима-имплантат" от образования прослойки фибрина (1 сутки), ее грануляции (5-7 сутки), образования и уплотнения коллагеновой ткани до появления в последней сосудов и печеночных балок (6-12 месяцев).

По указанной методике прооперировано 30 животных. Летальность в этой группе составила 10% и не связана с имплантатом, что свидетельствует о высокой эффективности предлагаемого материала в качестве материала для пластики дефектов паренхиматозных органов.

Пример 2. Формирование культи глазного яблока. Использован пористый никелид титана с пористостью 90%, изотропной проницаемостью 2•10^-5 м² и распределением пор по размерам
10^-2 - 10^-1 мкм - 1%
10^-1 - 10¹ - 5
10 - 100 - 10
100 - 400 - 20
400 - 1000 - 50
Свыше 1000 - Остальное.

Материал получен методом порошковой металлургии, путем самораспостраняющего высокотемпературного синтеза в режиме горения и последующей чистке в травителе и оформлен в виде диска с анатомически обоснованными размерами.

Материал использован с косметической целью и его эффективность определяется прочностью образованной связи имплантата с тканью глазного яблока, способностью противостоять рассасыванию и сохранять заданный объем. Методика использования материала следующая:
У подопытного животного (собаки) проводят эвисцероэнуклеацию, в склеральный бокал, освобожденный от сосудистой оболочки помещают имплантат, надсекают склеры между глазодвигательными мышцами и полученными склеральными лоскутами, сшивая их попарно параллельными швами фиксируют имплантат.

Операции проведены у 30 животных. В течение всего эксперимента у животных не было осложнений в месте имплантата и в общем состоянии организма. Врастание ткани в поры имплантата и ее трансформация по истечении дней, 3, 6, 9 и 12 месяцев после операции исследовались методом микрошлифов. На фиг. 2 представлена микроструктура поверхности шлифа имплантата с тканевым заполнением по истечении 9 месяцев после операции. Результаты исследования показывают, что в порах образуется и в дальнейшем почти не изменяется плотная фиброзная ткань, что создает надежную фиксацию и функционирование имплантата.

Пример 3. Пластика костных структур лицевого черепа. По результатам операций в ринологическом отделении больницы N 3 г. Томска и кафедры челюстно-лицевой хирургии Новосибирского медицинского института.

При пластике костных дефектов, обусловленных остеопорозом (патологическим разрежением костной ткани), использован как наиболее эффективный никелид титана с пористостью 70-80%, с изотропной проницаемостью 1,5•10^-5 м² и распределением пор по размерам
10^-2 - 10^-1 мкм - 1%
10^-1 - 10¹ - 5
10 - 100 - 15
100 - 400 - 45
400 - 1000 - 30
Свыше 1000 - Остальное
Материал получен методом порошковой металлургии путем самораспостраняющегося высокотемпературного синтеза в режиме горения и последующей очистки травлением.

Материал оформлен в виде пластинчатых эндопротезов (фиг. З) толщиной 0,5 - 1 мм, полученных методом электроэрозионной резки слитков пористого никелида титана. Подготовка эндопротезов к операции состоит в стерилизации их всеми доступными стандартными средствами, включая возможную для никелида титана сухожаровую обработку и хранение их в 96-градусном спирте.

Материал на примере ринопластики при тотальных дефектах носа используют следующим образом:
Цель операции - замещение хрящевого и костного отделов перегородки носа, утраченных в результате болезни или травмы. После удаления остатков дефектного участка остова перегородки носа осуществляют гемостаз. По риноскопической информации о площади дефекта моделируют имплантат из заготовленных пластинок (фиг. 3) с помощью хирургических ножниц. Изготовленный имплантат пропитывают раствором антибиотиков, помещают с помощью зеркала Киллиана на место дефекта, адаптируют его к краям дефекта и фиксируют кетгутовым швом. Дополнительную фиксацию осуществляют передней петлевой тампонадой.

В послеоперационный период на 2-е сутки удаляют тампон, на 4-5 сутки проводят антибиотикотерапию, а в случае необходимости - лазеротерапию. Сроки временной нетрудоспособности операции составляют 5-8 дней.

Сходными действиями с использованием пористого материала восстанавливают другие дефекты носа, костных стенок лобной и верхнечелюстной пазух, нижней стенки глазной орбиты, верхней челюсти, производят контурную пластику лицевого скелета.

Оценка клинических результатов пластических операций с использованием пористых имплантатов из никелида титана свидетельствует о заметном преимуществе последних по сравнению с известными аналогами и пористым материалом-прототипом.

Материал с пористостью более 90% неработоспособен из-за низкой механической прочности.

Claims (1)

1. Материал для пластики тканей на основе пористого проницаемого никелида титана с пористостью в интервале 8 + 60% и коэффициентом проницаемости в интервале 2•10^-13-3•10^-6 м², отличающийся тем, что верхний предел интервала пористости увеличен до 90%, верхний предел интервала проницаемости увеличен до 2•10^-15 м², распределение пор по размерам составляет 10^-2-10^-1 мкм 1-5%, 10^-1-10¹ 5-10, 10-100 10-20, 100-400 20-50, 400-1000 50-10, свыше 1000 остальное, проницаемость материала выбрана изотропной.

Images