CC BY
62
ОБЗОРЫ
«Вестник хирургии»*2011
© В.А. Жуковский, 2011
УДК 616.34-007.43-007.271-089.28:675.043.84
В.А. Жуковский
СОВРЕМЕННЫЕ ТЕНДЕНЦИИ И ПОДХОДЫ К РАЗРАБОТКЕ ПОЛИМЕРНЫХ ЭНДОПРОТЕЗОВ ДЛЯ ГЕРНИОПЛАСТИКИ
ООО «Линтекс», Санкт-Петербург
Ключевые слова: полимерные эндопротезы, гер-ниопластика, концепция легких сеток.
Современные методики герниопластики «без натяжения» с использованием эндопротезов из синтетических полимеров позволяют существенно улучшить результаты хирургического лечения грыж брюшной стенки [1, 5]. При этом, наряду с техникой оперативного вмешательства, важное значение имеет качество эндопротеза [4, 11, 18, 28, 34].
Применяемые в герниопластике эндопротезы отличаются по способу получения (химическая или текстильная технология), строению (вязаные, нетканые, пленочно-пористые), виду полимера (политетрафторэтилен, полипропилен, полиэтилен-терефталат и др.), структуре нити (мононити, комплексные, псевдомононити), способности к биодеструкции (нерассасы-вающиеся, рассасывающиеся, частично рассасывающиеся), конструкции (плоские, объемные, многослойные). Такое многообразие вариантов, несмотря на казалось бы относительно простую задачу укрепления брюшной стенки, очевидно, обусловлено широким комплексом медико-технических требований, предъявляемых к эндопротезам.
Общими требованиями к любому типу эндопротезов являются: биосовместимость, биорезистентность, устойчивость к инфекции, способность быстро прорастать тканями, механическая прочность, ограниченная растяжимость во всех направлениях, устойчивость к распусканию и осыпанию краев, мягкость, хорошая моде-лируемость, минимальная материалоемкость, сохранение потребительских свойств после стерилизации [6, 12, 25, 34].
Максимальное соответствие используемых эндопро-тезов этим требованиям может обеспечить практическим хирургам достижение искомого результата — полное восстановление брюшной стенки на длительный период, предотвращающее образование рецидивов [5, 20, 28, 32, 36]. При этом, с их точки зрения, главное, чтобы эндопротез не вызывал выраженной воспалительной реакции, вокруг него достаточно быстро формировалась соединительнотканная капсула, которая может противостоять любому изменению внутрибрюшного давления, не снижая при этом подвижность брюшной стенки и не вызывая дискомфорта пациента [28, 33, 35, 37]. Важным моментом также является доступная цена эндопротезов [6, 10, 14].
Биосовместимость и устойчивость к воздействию физиологических сред в основном определяются природой полимера и увеличиваются в ряду полиэтилентерефталат (ПЭТФ — полиэфир, лавсан), полипропилен (ПП), поливи-нилиденфторид (ПВДФ) и политетрафторэтилен (ПТФЭ),
преимущественно применяемых для производства эндопротезов [7, 15, 27, 34].
Попытки использовать эндопротезы из рассасывающихся нитей Vicryl, Dexon, PDS [21, 28] показали непригодность их для пластики грыж, так как на момент биодеструкции имплантатов не успевает сформироваться достаточно прочная соединительная ткань.
Устойчивость к инфекции также зависит от природы полимера, но в большей степени от пористости имплантата [23, 28, 37]. Возможна хроническая инфекция материала с размерами пор менее 15 мкм, так как в них легко проникают микроорганизмы (размер порядка 1-2 мкм), но не могут попасть макрофаги (18-35 мкм) и лейкоциты (15-20 мкм), т.е. затруднен фагоцитоз внутри эндопротеза. Наличие в ране питательной среды и благоприятная температура способствуют колонизации эндопротеза микрофлорой.
Микропористой структурой обладают пленочно-пористые эццопротезы на основе ПТФЭ Mycromesh и DualMesh (W.L.Gore and Associates, USA), Dulex и Reconix (C.R.Bard Inc., USA) [28, 31, 36] и нетканые ПП материалы [11], а также крупноячеистые сетчатые эндопротезы из комплексных (полифиламентных) нитей, имеющих межволоконные поры [23, 24, 28, 36]. Устойчивыми к инфицированию принято считать только эндопротезы сетчатые из мононитей и комплексных нитей с гидрофобным полимерным покрытием, так называемых «псевдомононитей» [6, 24, 28, 36]. Более того, показано [3, 16], что в случае инфицирования раны не требуется удаление таких эндопротезов, а рану можно вести как обычную гнойную.
Лучшей способностью быстро прорастать в организме с формированием полноценной рубцовой ткани обладают сетчатые эндопротезы [9, 19, 38].
Существует мнение [28], что минимальный размер пор эндопротезов должен быть не менее 50 мкм (хотя есть и другие предположения — 75 мкм [37] и даже 100 мкм [36]), а максимальный — не ограничен.
Тем не менее, нами показано в эксперименте, что в сетчатых эндопротезах при размере ячеек 5 мм и более (следует заметить, что в крупноячеистых сетках для сохранения прочности приходится увеличивать толщину стенки ячейки) соединительной тканью толщиной порядка 2-4 мм обрастают только стенки ячеек, а середина остается свободной, т. е. формируется грубый перфорированный непрочный рубец.
Очевидно, размеры ячеек должны находиться в пределах от 1 до 2-3 мм, причем больше величина должна быть у тяжелых эндопротезов.
Механическая прочность эндопротезов должна быть достаточной, чтобы обеспечивать целостность брюшной стенки в ближайший послеоперационный период, т.е. про-
Полиглекапроп PGACL
Структура частичнорассасывающихся бикомпонентных мононитей.
тивостоять внутрибрюшному давлению [17, 30, 32]. По мере формирования рубца он принимает на себя значительную часть нагрузки, что вполне кстати с учетом хоть и достаточно медленного, но неотвратимого снижения прочности любого эндопротеза в результате биодеструкции полимерных нитей в отдаленные сроки [8, 34, 36]. Авторы [30-34], на основании теоретических расчетов (с учетом максимального внутрибрюшного давления при кашле или чиханье, достигающего 20 кРа), пришли к выводу, что прочность на разрыв, необходимая хирургическим эндопротезам, предназначенным для реконструкции брюшной стенки при крупных грыжах, должна быть не менее 32 Н/см, а при небольших грыжах — 16 Н/см.
Ограниченная растяжимость эндопротезов обеспечивает стабильность брюшной стенки и объема брюшной полости. Избыточная растяжимость может привести к довольно большому выпячиванию брюшной стенки, создающему у пациентов ощущение рецидива грыжи («псевдорецидив»). Поэтому для нового поколения эндопротезов рекомендуется [22, 34] удлинение в пределах 20-35% при подпороговой нагрузке 16 Н/см. Очевидно, это имеет существенное значение только в начальный послеоперационный период, поскольку проведенное нами исследование [10] показало, что эндопротезы, имеющие удлинение (при 16 Н/см) от 20 до 89%, после имплантации животным на 30 сут снижают его до 10-13%. Это свидетельствует о том, что механические характеристики имплантатов после прорастания соединительной тканью в основном определяются свойствами рубца.
Требованию устойчивости к распусканию и осыпанию краев удовлетворяют пленочно-пористые и нетканые материалы, а из сетчатых — трикотажные основовязаные структуры [6, 28].
Что касается «стабильности размеров во всех направлениях», то большинство производителей стремятся выпускать эндопротезы с достаточно близкими удлинением и прочностью в продольном и поперечном направлениях. Хотя с учетом формирования соединительнотканного рубца, воспринимающего основную нагрузку и практически одинаково ограничивающего растяжимость брюшной стенки во всех направлениях, это вряд ли существенно.
Мягкость и моделируемость эндопротезов зависят как от вида полимера, так и от конструкции эндопротезов [2, 6, 32]. Наиболее ригидны сетчатые эндопротезы из мононитей. Их жесткость можно уменьшить, используя мононити с минимальными диаметрами и из более эластичных фторполимеров. Несколько ниже жесткость сеток из псевдо-мононитей. Далее идут эндопротезы из полифиламентных нитей без покрытия. Достаточно высокой оказалась жесткость у нетканых материалов. Самыми мягкими и гладкими являются пленочно-пористые ПТФЭ-эндопротезы. Благодаря этому считают [34], что они обладают антиадгезионными свойствами и даже используются в качестве антиспаечного слоя в комбинации с сеткой из ПП-мононитей в эндопротезах Bard Composix (C.R. Bard, Inc., USA), Intramesh T1 (Her-niaMesh, Italy) и др. Однако процент формирования спаек при использовании двухслойных эндопротезов все равно достаточно высок и размещение их интраперитонально без тщательной перитонизации нецелесообразно.
Снижение материалоемкости эндопротезов обеспечивает уменьшение количества, пусть в известной степени биосовместимого, но все равно чужеродного вещества. Следует отметить, что под материалоемкостью имплантата обычно понимают массу единицы площади (так называемую «поверхностную плотность»), оцениваемую в г/м2. Однако, на наш взгляд, ее правильнее характеризовать полной поверхностью единицы площади эндопротеза. С одной стороны, это обусловлено тем, что контакт с организмом происходит по поверхности структурных элементов эндопротезов, а с другой — крайне различной удельной плотностью материалов (ПП — 0,92 г/см3, ПЭТФ — 1,38 г/см3, ПВДФ — 1,8 г/см3, ПТФЭ — 2,2 г/см3). Нами предложено находить полную поверхность эндопротеза через объем вытесняемой жидкости при погружении в нее образца заданной площади.
Для получения облегченных сетчатых эндопротезов существуют две принципиально отличных концепции.
Первая концепция [34, 36] заключается в получении композитных сетчатых эндопротезов из моно- или полифи-ламентных нерассасывающихся (обычно полипропиленовых) и рассасывающихся (полиглактиновых, полиглекапроновых,
В.А. Жуковский
«Вестник хирургии»^2011
полилактидных) нитей. Основные представители композитных эндопротезов: Vypro, Vypro II, Ultrapro («Ethicon»).
Первые два изготовлены из полифиламентных нитей и потому им присущи характерные для таких структур недостатки: капиллярность, фитильность, опасность инфицирования.
Более интересны композитные сетки Ultrapro, связанные из полипропиленовых мононитей и рассасывающихся мононитей Монокрил (полиглекапроновых), которые лишены указанных недостатков [29, 34].
В последнее время в рекламных материалах фирмы «Serag Wiessner KG» (Германия) появился еще один вариант частично рассасывающихся эндопротезов из бикомпонент-ных мононитей, в которых несколько тонких ПП-мононитей находятся внутри рассасывающейся мононити (рисунок).
Понятно, что такие мононити несколько технологичнее в текстильной переработке, но существенно дороже. Кроме того, после резорбции рассасывающейся части мононити фактически превращаются в полифиламентные полипропиленовые нити. Поэтому пока нет результатов медико-биологических испытаний, сложно судить об эффективности и целесообразности таких материалов.
Применение рассасывающегося компонента (по версии производителя) может преследовать две цели.
Первая цель — улучшение манипуляционных свойств сетки. Как известно, облегчение эндопротеза может приводить к тому, что он становится избыточно мягким, неспособным сохранять форму при хирургических манипуляциях, что крайне неудобно (особенно в эндохирургии), т. е. в соответствии с этой версией рассасывающиеся нити необходимы исключительно для придания каркасных свойств сетке на этапе имплантации, что и позиционируется для Ultrapro [29, 34].
Второй целью введения в состав крупноячеистых эндо-протезов синтетических резорбируемых нитей (Vypro и Vypro II) является, с одной стороны, упрочнение имплантата, необходимое в ближайшем послеоперационном периоде до образования прочного соединительнотканного рубца, а с другой — формирование в ответ на рассасывание такого большого количества полимера мощной соединительнотканной пластины, призванной компенсировать потерю прочности в отдаленном периоде.
Однако после гидролиза рассасывающегося компонента начинается процесс постепенной дезорганизации сформированной в избыточном количестве незрелой соединительной ткани и, в конечном итоге, соединительнотканные волокна, способные нести механическую функцию, будут окружать только оставшиеся полипропиленовые нити (формирование «рубцовой сетки»).
Сравнительно низкая прочность такой «протезной фасции» может стать причиной рецидива. Это подтверждено недавним клиническим исследованием, выполненным группой авторитетных авторов [26], показавшим достаточно высокий процент рецидивов (17%) при использовании композитной сетки Vypro по сравнению со стандартными ПП-сетками (7%) при хирургическом лечении послеоперационных вентральных грыж.
Вторая концепция предполагает получение хирургических эндопротезов, имеющих однородный химический состав (чаще полипропилен), облегчение которых достигнуто как в результате уменьшения диаметра нерассасывающихся мононитей, так и за счет особой технологии производства, обеспечивающей оптимальные манипуляционные и прочностные свойства при использовании минимума полимерного материала. Снижение материалоемкости таких эндопротезов,
очевидно, ограничено пределами допустимой прочности (16 и 32 Н/см).
Естественно, что производство таких эндопротезов значительно проще, чем композитных, и стоимость их существенно ниже.
Сохранение свойств эндопротезов после стерилизации обеспечивается правильным выбором метода стерилизации данного полимерного материала [13]. Так эндопротезы из радиационно стойких полимеров (ПВДФ, ПЭТФ) рекомендуется стерилизовать гамма-облучением или ускоренными электронами, а нерадиационно стойкие ПП- и ПТФЭ-эндопротезы — исключительно газовым методом (обычно оксидом этилена).
Таким образом, анализ литературных данных, рекламной информации, тенденций рынка и результатов собственных разработок показал, что для пластики брюшной стенки наиболее перспективны эндопротезы:
— изготовленные из биосовместимых и биорезистентных материалов (полипропилена, поливинилиденфторида);
— состоящие из монофиламентных некапиллярных нитей, не поддерживающих воспалительный процесс в ране и устойчивых к инфицированию;
— имеющие сетчатую основовязаную структуру, обеспечивающую прочность, стабильность размеров, нерас-пускаемость краев при разрезании;
— обладающие размером пор в пределах 1-3 мм, что, наряду со снижением материалоемкости, приводит к уменьшению дезинтеграции окружающих тканей и ускорению инкорпорации в них эндопротеза;
— пригодные к использованию при прямом контакте с органами брюшной полости (как один из вариантов);
— сохраняющие потребительские свойства после стерилизации;
— доступные по цене.
Правильно выбранный материал должен быть оптимальным по большинству показателей для данной конкретной операции.
БИБЛИОГРАФИЧЕСКИЙ СПИСОК
1. Адамян А.А. Путь аллопластики в герниологии и современные ее возможности // Материалы 1-й Межд. конф. «Современные методы герниопластики и абдоминопластики с применением полимерных материалов».-М., 2003.—С. 15-16.
2. Ануров М.В., Титкова С.М., Щеголева Н.Н. и др. Влияние текстильной структуры сетчатых эндопротезов на эффективность реконструкции передней брюшной стенки в эксперименте // Бюл. экспер. биол.—2008. —№ 5.—С. 582-587.
3. Байдо С.В., Тихонова О.А., Галкин А.А., Жуковский В.А. Течение раневого процесса в условиях нагноения с наличием полипропиленового имплантата // IV Межд. конф. «Современные подходы к разработке и клиническому применению эффективных перевязочных средств, шовных материалов и полимерных имплантатов».—М., 2001.—С. 171-173.
4. Воскресенский П.К., Емельянов С.И., Ионова Е.А. и др. Ненатяжная герниопластика / Под общ. ред. В.Н.Егиева.—М.: Медпрактика-М, 2002.—148 с.
5. Грубник В.В., Лосев А.А., Баязитов Н.Р., Парфентьев Р.С. Современные методы лечения брюшных грыж.—Киев: Здоровье, 2001.—280 с.
6. Жуковский В.А. Отечественные сетчатые эндопроте-зы для пластики опорных мягких тканей // Мед. техни-ка.—2003.—№ 1.—С. 8-11.
7. Жуковский В.А. Отечественные сетчатые эндопротезы для реконструктивно-восстановительной хирургии // V Межд. конф. «Современные подходы к разработке и клиническо-
му применению эффективных перевязочных средств, шовных материалов и полимерных имплантатов».-М., 2006.— С. 80-82.
8. Жуковский В.А. Современные тенденции в разработке и производстве полимерных эндопротезов для герниопластики // Науч.-практ. конф. с межд. участ. «Современные методы хирургического лечения вентральных грыж и эвентраций».— Алушта, 2006.—С. 94-96.
9. Жуковский В.А. Современные подходы к разработке и производству полимерных сетчатых эндопротезов для реконструктивной хирургии: Материалы I Межд. конф. «Современные технологии и возможности реконструктивно-восстановительной и эстетической хирургии» // Альманах Института хирургии им. А.В.Вишневского.—2008.—Т. 3, № 2 (1).—С. 20-21.
10. Жуковский В.А., Петров С.Б., Куренков А.В., Шкарупа Д.Д. Разработка новой синтетической субуретральной петли для хирургического лечения стрессового недержания мочи // Журн. акушерства и женских болезней.—2006.—Т. LV, вып. 4.—С. 51-57.
11. Жуковский В.А., Петров С.Б., Куренков А.В., Шкарупа Д.Д. Синтетические материалы в хирургии тазового дна // Там же.—2006.—Т. LV (спецвыпуск).—С. 74-75.
12. Zhukovsky V., Rovinskaya L., Vinokurova T., Zhukovskaya I. The development and manufacturing of polymeric endoprostetic meshes for the surgery of soft tissues // IV International Textile conference «Medtex 2002».—Lodz, 2002. — P. 81-85.
13. Корнев И.И. Стерилизация изделий медицинского назначения в лечебно-профилактических учреждениях».—М.: Изд-во АНМИ, 2000. — 175 с.
14. Митин С.Е. Дифференцированный подход к применению новых технологий при оперативном лечении грыж: Автореф. дис. ... канд. мед. наук.—СПб., 2002.—23 с.
15. Нетяга А.А. Обоснование применения новых синтетических материалов для пластики брюшной стенки: Автореф. дис. . канд. мед. наук.—Курск, 2002.—22 с.
16. Нетяга А.А., Суковатых Б.С., Валуйская Н.М., Жуковский В.А. Особенности ведения инфицированных ран с имплантированным полипропиленовым эндопротезом у больных с ущемленными вентральными грыжами // Материалы межд. хирург. конгресса «Новые технологии в хирургии». —Ростов н/Д, 2005.—С. 437-438.
17. Ровинская Л. П., Жуковский В. А., Филипенко Т.С., Гриднева А.В. Оценка прочностных и упругих свойств основовязанных полотен для реконстуктивно-восстановительной хирургии // Известия вузов. Технология текстильной промышленно-сти.—2008. —№ 2 (306).—С. 82-85.
18. Тимошин А.Д., Юрасов А.В., Шестаков А.Л. Хирургическое лечение паховых и послеоперационных грыж брюшной стенки.—М.: Триада-Х, 2003. — 144 с.
19. Тихонова О. А. Сравнительный анализ применения сетчатых имплантатов в лечении грыж живота: Автореф. дис. . канд. мед. наук.—В. Новгород, 2004.—20 с.
20. Тоскин К.Д., Жебровский В.В. Грыжи живота.—М.: Медицина, 1983.—240 с.
21. Федоров И.В., Чугунов А.Н. Протезы в хирургии грыж: столетняя революция // Герниология.—2004.—№ 2.-С. 45-52.
22. Филипенко Т.С. Разработка сетчатых эндопротезов для реконструктивно-восстановительной хирургии и исследование их свойств: Дис ... канд. техн. наук.—СПб., 2009.-164 с.
23. Amid P.K. Classification of biomaterials and their related complications in abdominal wall surgery // Hernia.-1997.-Vol. 1.—P. 15-21.
24. Amid P.K., Shulman A.G., Lichtenstein I.L. Biomaterials and hernia surgery. Rational for using them // Rev. Esp. Enferm. Dig.—1995.-№ 8.-P. 582-586.
25. Chu C.C., Welch L. Characterisation of morphologic and properties of surgical mesh fabrics // J. Biomedical Materials Res.—1985.— Vol. 19.—P. 903-916.
26. Conze J., Kingsnorth A.N., Flament J.B. et al. Randomized clinical trial comparing lightweight composite mesh with polyester or polypropylene mesh for incisional hernia repair // Br. J. Surg.—2005.— Vol. 92, № 12. — P. 1488-1493.
27. Danner M., Plank H. Progress in Fibres for Human Implants // 90-th Anniversary of Academic Textile Researh and Education in Finland «Fibres and textile for the future».—Tampere, 2001.—P. 147-159.
28. Goldstein H.S. Selecting of right mesh // Hernia.-1999.-Vol. 3, № 1. — P. 23-26.
29. Holzheimer R.G. First results of Lichtenstein hernia repair with Ultrapro-mesh as cost saving procedure-quality control combined with a modified quality of life questionnaire (SF-36) in a series of ambulatory operated patients // Eur. J. Med.—2004.— Vol. 9.—P. 323-327.
30. Klinge U., Conze J., Limberg W. et al. Pathophysiology of the abdominal wall // Chirurg.-1996.-Vol. 67, № 3. — P. 229-233.
31. Klinge U., Prescher A., Klosterhalfen B., Shumpelick V. Entstehung und Pathophysiologie der Bauchwanddefekte // Der. Chirurg.-1997.-Vol. 68. — P. 293-303.
32. Klinge U., Klosterhalfen B., Conze J. et al. A modified mesh for hernia repair adapted to abdominal wall physiology // Eur. J. Surg.-1998.-Vol. 164. — P. 951-960.
33. Klinge U., Klosterhalfen B., Müller M. et al. Shrinking of polypropylene mesh in vivo: an experimental study in dogs // Eur. J. Surg.-1998.-Vol. 164. — P. 965-969.
34. Klosterhalfen B., Junge K., Klinge U. The lightweight and large porous mesh concept for hernia repair // Expert Rev.Med. Devices.-2005.-Vol. 2, № 1. — P. 103-117.
35. Lichtenstein I.L. Herniorraphy: a personal experience with 6321 cases // Am. Surg.-1987.-Vol. 153. — P. 553-559.
36. Shumpelick V., Klinge U., Welty G., Klosterhalfen B. Mesh in der Bauchwand // Der Chirurg.-1999.-Vol. 70. — P. 876-887.
37. Schumpelick V., Klosterhalfen B., Müller M., Klinge U. Minimierte Polypropylen-Netze zur präperinationalen Netzplastik (PNP) der Narbenhernie // Der Chirurg. — 1999. —№ 70. — P. 422-430.
38. Usher F.C. Hernia repair with Marlex mesh // Arch. Surg.—1962.— № 84. — P. 352-328.
Поступила в редакцию 15.09.2010 г.
