Вступ

     На сьогоднішній день в оперативній гінекології, особливо в хірургії тазового дна, широко використовуються синтетичні матеріали. Відомо, що в основі опущення і випадіння внутрішніх статевих органів (ОіВВСО), уринарної інконтиненції у жінок лежать дефект сполучної тканини та порушення іннервації тазових органів, що призводить до неспроможності зв'язкового аппарату матки, стінок піхви та сфінктерного апарату сечовидільних шляхів. Використання тільки власних тканин для репозиції аномалій положення матки та органів малого тазу чи нетримання сечі напруги підвищує ризик рецидиву особливо в разі синдрому дисплазії сполучної тканини.

   Слід відмітити, що використання синтетичних матеріалів у лікуванні ОіВВСО дозволило змінити принципи хірургії тазового дна, головним з яких слід вважати можливість протезування лігаментарного та фасціального аппарату органів малого тазу. Тому досить актуальним залишається питання вибору типу синтетичного матеріалу.
В 
   Властивості синтетичних матеріалів, що використовуються для заміщення або підтримки нативних тканин відіграють визначальну роль для функціонування in-vivo.

    Сучасний ринок синтетичних трансплантатів представлений поліпропіленовими (Prolene, Marlex, Atrium), поліетиленовими (Mersilene) ендопротезами, полігліколевою кислотою (Дексон), поліглактином 910 (Vicryl), PTFE (Gore_tex, Тефлон) та ін., що різняться між собою за фізичними (структура, щільність матеріалу, розмір пор, плетення), механічними (резистентність, еластичність, ковкість, гнучкість) властивостями та поведінкою імплантованих протезів в оточуючих тканинах (поглинальна здатність матеріалу, опір до інфекції, біологічна сумісність, інертність, адгеренція в навколишні тканини, мінімальна ретракція).

   З опублікованих експериментальних даних відомо, що поліпропілен є найбільш адекватним матеріалом для вільних від напруги протезів, який використовується для усунення уринарної інконтиненції та пластичних операцій з приводу генітального пролапсу у жінок. Багатьма авторами надається перевага монофіламентним поліпропіленовим ендопротезам, але є й ті, що відстоюють думку про використання мультифіламентних ендопротезів.

    Достатньо вивчено зміни в тканинах, що оточують ендопротези, з часом, однак залишається нерозв'язаною проблема вибору між основними типами протезів, виходячи з визначення особливостей тканинної реакції кожного. Іншою проблемою застосування синтетичних матеріалів під час реконструктивних втручань є відсутність досліджень щодо механічних властивостей імплантованих ендопротезів у післяопераційному періоді, що має важливе значення для ведення подібних хворих.

   Метою нашого дослідження було вивчення тканинної реакції на моно- та мультифіламентні поліпропіленові ендопротези та вивчення стійкості до лінійних навантажень імплантатів у післяопераційному періоді.

Матеріал та методи дослідження

   Експериментальне дослідження проводили на лабораторних тваринах — 18 кролів жіночої статі. Лабораторні тварини (18 кролів жіночої статі) були розподілені на дві групи. В першій групі (білий колір кролів із середньою масою 3,8±1,2 кг) імплантували поліпропіленовий протез розміром 1,0.1,0 см з мультифіламентним волокном. У другій групі (сірий колір кролів із середньою масою 3,9±1,4 кг) імплантували поліпропіленовий протез такого ж розміру з монофіламентним волокном.

   Усім тваринам проводили операцію на імплантацію ендопротеза під шкіру передньої черевної стінки в асептичних умовах. Тварини виводились з експерименту на 3, 7, 14, 21, 30 добу по 1–2 тварині з кожної групи (після нембуталового наркозу).

   Висікали фрагмент передньої черевної стінки розміром 3,0.3,0 см з проленовим ендопротезом у проекції центру фрагмента та за допомогою скальпелю розсікали фрагмент по середині протеза. Відповідні комплекси тканина—сітка, взяті від тварин за всіма правилами експериментальної етики, піддавали фіксації у 10% розчині нейтрального формаліну і здійснювали парафінову заливку. Гістологічні зрізи тканин з тієючи іншою сіткою забарвлювали гематоксилін-еозином за Ван Гізоном і толуїдиновим синім.

    Вивчення характеру морфологічних змін здійснювали під бінокулярним мікроскопом PZO Warszawa1 з окулярами х10, об'єктивами – х5, х10, х40, х100. Потрібні мікрооб'єкти фотографували, використовуючи мікроскоп з фотопристроєм фірми «Leika»; обстежували переважно під збільшенням х100.

   Методика вимірювання стійкості поліпропіленового ендопротеза до лінійних навантажень.
В  В 
   Для вимірювання зусилля, що призводить до повного відокремлення ендопротеза від навколишніх тканин, використано принцип имірювання ваги лінійного навантаження з ретельним дотриманням стандартних умов дослідження. Враховуючи те, що розміри ендопротеза, спосіб фіксації клаптя черевної стінки були однаковими, ми досягли стандартних умов вимірювання.

   Для вимірювання ваги зусилля використовували ваги лабораторні аналітичні — ВЛА-200М. Клапоть розмірами 3,0.1,5 см фіксувався за допомогою металевої рамки, та через роликовий блок капронова нитка з'єднувала гачок ваг та протез.
В  В 
   Під час вертикальної елевації капронової нитки сила підйому вимірювалась вагами. Показники ваг у момент повного відриву (в г) відображали максимальний рівень сили лінійного навантаження, що відокремлює протез від навколишньої тканини.

Результати досліджень та їх обговорення

    Оцінюючи взаємодію тканин передньої черевної стінки з монофіламентним імплантатом впродовж 30 діб, встановлено наступне. Реактивне запалення стає з першої доби продуктивним, перебігає повільно, зменшується на 4–5 добу (рис. 1), з повним регресом на 7 добу (рис. 2). Утворення грануляційної тканини й її організація розпочинаються з 3–4 доби, проходить не дуже інтенсивно, і тому продукт цієї реакції — волокниста щільна сполучна тканина — не набуває значної товщини навколо арматури монофіламентної сітки навіть на 12–14 добу, після чого приріст її відбувається значно повільніше, ніж до цього (рис. 3). Остаточним формуванням сполучної тканини можна вважати кінець 4_го тижня після операції (рис. 4). До кінця 1 міс. пролонгується існування лінійного фібробластозу між пучками м'язових волокон, що має додати ще тяжів сполучній тканині. Стосовно результатів дослідження динаміки реактивних змін в тканинах передньої стінки животакролів у відповідь на імплантацію сітки іншого типу і хімічного складу (мультифіламентну) встановлено наступне. Вплив цього імплантату викликає більш активне запалення з участю макрофагів, лімфоцитів, еозинофілів, нейтрофілів, яке розпочинається з часу ендопротезування (рис. 5) і прогресує протягом 6–7 діб внаслідок чого з 6–9 доби з'являється досить поширена грануляційна тканина і більш васкуляризована, ніж в разі імплантації монофіламентної сітки (рис. 6).

    Остання обставина забезпечує кращу трофіку фібробластів, через що ними ефективніше продукується проколаген і глікозаміноглікани, зокрема такий кислий мукополісахарид як гіалуронова кислота, про що може свідчити виявлений ефект метахромазії на 7–8 добу спостережень (рис. 6).

    Молекули проколагену полімеризуються в колагенові мікрофібрили, а потім з останніх утворюються фібрили, а фібрили склеюються у колагенові волокна за допомогою гіалуронової кислоти. В решті решт утворюється фіброзна тканина, яка в випадку мультифіламентної сітки є масивнішою (рис. 7–9)



   За результатами дослідження зміни з часом механічної стійкості ендопротезу в тканинах встановлено деякі відмінності між монофіламентними та мультифіламентними поліпропіленовими стрічками. В таблиці наведено результати вимірювання навантаження, що призводить до повного відокремлення ендопротезу від тканини.



    Згідно отриманих результатів, на третю після імплантації добу сила відриву сіток обох типів від оточуючих тканин не мала вірогідної різниці і складала 5,7±1,2 та 5,1±1,4 г для монофіламентної та мультифіламентної сітки, відповідно (?0,05). В подальшому встановлено поступове зростання в обох випадках зусилля, необхідного для повного відокремлення ендопротезу. Темп зміцнення стійкості ендопротезів до лінійних навантажень виявився максимальним до 14 доби після операції і складав для монофіламентного ендопротезу 279% до 7 доби та 188% з 7 по 14 добу; відповідно, для мультифіламентного — 478 та 175%. З 14 по 30 добу темп значно зменшився і складав 58% (з 14 по 21 добу) та 9% (з 21 по 30 добу) для монофіламентного ендопротезу. Для мультифіламентного — 48% та 17% на 21 та на 30 добу, відповідно.

   Взагалі протягом місяця спостереження стійкість мультіфіламентного ендопротезу до лінійних навантажень, згідно наших результатів, перевищувала стійкість монофіламентного. Подібна відмінність спостерігалась з 7-ї доби (21,6±1,7 г проти 29,5±1,5 г для відокремлення монофіламентного та мультифіламентного ендопротезів, відповідно, р?0,05) і до 30_ї доби (107,2±3,1 г протии 140,2±4,6 г для відокремлення монофіламентного та мультифіламентного ендопротезів, відповідно, р?0,05). На 30-ту добу після імплантації для відокремлення мультифіламентного ендопротезу необхідно було прикласти силу в 1,3 рази більшу, ніж для монофіламентного.

    Згідно результатів дослідження з'ясовується, що інтенсивність макрофагальної інфільтрації та товщина фіброзної капсули прямо залежить від щільності сітки: чим більша щільність, тим макрофагальна реакція менша і навпаки. Наявність великої кількості клітин запалення навколо монофіламентного ендопротезу може бути частково пов'язана з малою кількістю і недостатньою компактністю колагенових волокон. Чим нижча щільність протезу, тим нижча індукована запальна реакція (менше феномена апоптозу і осередків проліферації; збільшення експресії цитопротективного фактора HSP7016).

   Відомо, що макрофаги лізують протеоглікани та деякі аргірофільні волокна (колаген 3-го типу), що, можливо, призводить до зниження еластичності ендопротезу у віддаленому післяопераційному періоді. Тому можна припустити, що кількість новоутвореної щільної сполучної тканини зворотно пропорційна кількості макрофагів.

    Імплантовані зразки подразнюють оточуючі тканини, що призводить до утворення навколо зразків нових колагенових елементів. В основному кінцева резистентність буде залежати від того, на якому ендопротезі адсорбується більша кількість колагену I типу (синтезується фібро- і остеобластами), що може бути встановлено за допомогою біохімічних методів дослідження.

   При використані протезів низької щільності (монофіламентна сітка), пучки волокон колагену формують дистрибутивну паралель до ниток переплетення, тому волокниста щільна сполучна тканина рідко набуває значної товщини навколо арматури монофіламентної сітки: сформована рубцева тканина більш тонша, гнучка та еластична, але менш щільна. В ході дослідження встановлено, що в разі використання сітки високої щільності (мультифіламентної) утворюється більш масивна та компактна сполучна тканина, що оточує її у вигляді чохла — це надає рубцю більшої щільності, але позбавляє його гнучкості та еластичності. Це означає, що кількість колагенової формації прямо пропорційна щільності матеріалу ендопротезу.

    Темп приросту волокнистої і судинної тканин є важливими факторами інтеграції ендопротезу в оточуючі тканини. В свою чергу, швидка васкуляризація рубця і збільшена адгеренція в оточуючі тканини є рішучими чинниками, що допомагають знизити ризик інфекції.

   Можливість ангіогенезу і утворення колагену залежить від того, як певні молекули позаклітинної матриці і фактори росту судин взаємодіють з матеріалом, з якого виготовлений протез. Наше дослідження показало, що васкуляризація оточуючих тканин більш виражена при імплантації мультифіламентної сітки. Ця обставина забезпечує кращу трофіку фібробластів, черезщо ними ефективніше продукується проколаген і глікозаміноглікани.

    Таким чином, встановлено, що монофіламентний ендопротез призводить до утворення сполучної тканини менш щільної; відповідно зона імплантата характеризується еластичністю та низкою щільністю (на відміну від мультифіламентного ендопротезу, де значніше рубцювання більш міцно закріплює ендопротез). Виходячи з отриманих даних можливо визначити місце для обох типів поліпропіленової сітки.

   Необхідно відмітити, що в реконструктивно-пластичній урогінекології протезування надає можливість відновити фіксуючу та підтримуючу функцію фасціально-лігаментарного комплексу органів малого тазу. Протезування міхурнопіхвової чи ректовагінальної перегородок відновлює анатомію передньої чи задньої стінок піхви та функцію сечового міхура чи прямої кишки. Зрозуміло, що в цьому випадку основними вимогами до синтетичного матеріалу є еластичність та відносна рухомість стінок піхви з розміщеними під ними ендопротезами. Саме цим вимогам відповідає монофіламентний поліпропіленовий матеріал.

    В разі необхідності протезування лігаментарного апарату апікального відділу піхви при опущенні чи випадінні основною потребою є стійкість матеріалу до лінійних навантажень, тому доцільно використовувати мільтифіламентнийтип сітки.

Р’РёСЃРЅРѕРІРєРё

   Реакція оточуючої тканини після імплантації мултифіламентного поліпропіленового ендопротезу відрізняється більшою щільністю утвореної сполучної тканини навколо протезу і більш міцною (в 1,3 рази) фіксацією порівняно з монофіламентним ендопротезом. Виходячи з отриманих спостережень реакції оточуючих тканин на імплантати двох типів та відповідної різниці щодо стйкості до лінійних навантажень, з'ясовано, що для протезування фасціального апарату піхви більш доцільно використовувати монофіламентні сітки, тоді як для ендопротезування лігаментарного урогенітального апарату — мультифіламентні синтетичні матеріали.

ЛІТЕРАТУРА

1. Galmes Belmonte А., Diaz Gomez E. Are all devices used to correct urinary incontinence by tension_free mesh the same? // Acta urologicas espanolas. 2004. — July/August, № 7.
2. Birch C., Fynes M.M. The role of synthetic and biological prostheses in reconstructive pelvic floor surgery // Curr. Opin. Obstet. Gynecol. — 2002. — Oct. — P. 527—535.
3. Mechanical properties of urogynecologic implant materials / Steensma A.B., Vancaillie T.G., Dietz H.P., Vancaillie P., Svehla M., Walsh W. // Int. Urogynecol. J. — 2003. — P. 239—243.
4. Westney O.L., Mcguire E.J. Pubovaginal slings / Hurt G.W. (еd.). Urjgynecological Surgery. — Philadelphia, Lippincott: Williams & Wilkins, 2000. — Р. 93—95.
5. Petros P.E. The intravaginal slingoplasty operation, a minimally invasive technique for cure of urinary incontinence in the female // Aust. N.Z. J. Obstet. Gynecol. — 1999. — V. 36. — P. 453—461.
6. Young S., Howard A., Baker S. Mersilene mesh sling: shot and long—term clinical and urodinamic outcomes // Am. J. Obset. Gynecol. — 2001. — V. 185. — P. 32—40.
7. Bafghi A., Trastour C., Benizri E. et al. Comparison between monofilament and multifilament polypropylene tapes in urinary incontinence / Abstracts of Annual Meeting of the Int. Continence Sosiety and Int. Uro_Gynecological Assotiation. — Buenos Aires, Aug. 2004.
8. Stanton S.L. Some reflections on tension-free vaginal tape — a new surgical procedure for the treatment of female urinary incontinence // Int. Urogynecol. J. — 2001. — V. 12. — P. 51—52.
9. Гистология / Под ред. Э.Г. Улумбекова, Ю.А. Челышева. — М.: Геотар_Мед, 2001.

Ключові слова: реконструктивно-пластична урогінекологія, поліпропіленові ендопротези, монофіламентна сітка, мультифіламентна сітка, сполучна тканина, лінійне навантаження.
Ключевые слова: реконструктивно-пластичная урогинекология, полипропиленовые эндопротезы, монофиламентная сетка, мультифиламентная сетка, соединительна ткань, линейная нагрузка.
Key words: reconstructive-plastic uro-genicology, polypropylene endoprostheses, monofilament mesh, multifilament mesh, connective tissue, lineР°r tension.








Реклама:
книги интернет магазин медицина, английский
билет автобус Европа
Транспортные новости и статьи
Книги верстка, макетирование, дизайн
интересные новости со всего мира
строительство и ремонт, недвижимость
накидки шали
сайт знайомств, барахолка.
купить голд Вов, дешево.