19 листопада 2017 Опубліковано в Статті до розгляду

ТЕСТУВАННЯ СУМІСНОСТІ МАТЕРІАЛУ ОРТОПЕДИЧНИХ ІМПЛАНТАТІВ ПРИ ЕНДОПРОТЕЗУВАННІ ВЕЛИКИХ СУГЛОБІВ З ОРГАНІЗМОМ РЕЦИПІЄНТА ЗА ДОПОМОГОЮ АТОМНО-СИЛОВОЇ МІКРОСКОПІЇ (АСМ)

Оцініть матеріал!
(0 голосів)

Резю­ме­. В статті висвітлюється метод доопераційного тестування матеріалу ортопедичних імплантатів при ендопротезуванні великих суглобів на сумісність з організмом реципієнта за допомогою атомно-силової мікроскопії (АСМ) та вивчення впливу реакцій тканин реципієн-та на поверхню імплантатів.

Вступ Певна  електронна  неоднорідність  поверхні
матеріалів відіграє роль центрів зв’язування Ig та
Щороку, у світі виконується до 2 500 000 опера- клітин. Саме адгезія IgG на поверхні імплантатів
цій з ендопротезування різноманітних суглобів. провокує активацію імунної системи, призводить
В країнах Європи кількість операцій із встановлен- до розвитку персистуючого неінфекційного (асеп-
ня кульшових протезів за останні 5 років збільши- тичного) запалення. Матеріал імплантатів при кон-
лась на 80 %. Арсенал лікарів ортопедів-травмато- такті з організмом реципієнта визначається виді-
логів складається з протезів кульшових, колінних, ленням останніх протизапальних медіаторів інтер-
плечових, ліктьових, гомілковостопних суглобів і лейкіну-1 та інтерлейкіну-6, що викликають про-
навіть для дрібних суглобів стоп і пальців рук. Але, цес, який призводить до селективного розчинення
на жаль, кожен з цих імплантатів за своєї природи є складових імплантату та, в подальшому, може
чужорідним для нашого організму. Реакція відтор- викликати його деструкцію. Продукти селективно-
гнення або прояв гіперчутливості на матеріал імп- го розчинення можуть мати токсичний вплив на
лантату спостерігається у 6 - 30 % прооперованих [1, клітини, або стимулювати синтез певних білків.
3-9, 11-13, 16-18]. Крім того, поглинання або акумулювання поверх-
нею білків різних токсичних речовин, білкових
Однією з причин ускладнень є негативна комплексів з іонами нікелю, хрому та кобальту, а
реакція кісткової тканини на імплантати. Реакція також утворення навколо матеріалу щільного шару
відторгнення організмом екзогенних матеріалів позаклітинного матриксу, має важливе значення
(імплантатів) проявляється, як локальна асеп- для біологічної поведінки матеріалу (прикріплення
тична реакція запалення з утворенням фіброзно- клітин чи бактерій до поверхні матеріалів). Адгезія
сполучної капсули навколо них, що приводить ж білків залежить від хімічних властивостей матері-
до втрати їх функціональних властивостей [2, 9, алу, також від його фізичних характеристик (змочу-
10]. Різноманітність реакції тканин реципієнта ваність, поверхнева енергія та ін.).
на стороннє тіло залежить від обох гілок його
імунітету, а особливе значення в них має первин- Створення експресного фізичного методу для
на абсорбція імуноглобулінів класу G (IgG) та контролю сумісності матеріалів за прямими показ-
реакція клітин організму на поверхню імпланта- никами є вкрай необхідно. Більше того, можливість
тів [11]. індивідуального підбору матеріалів з урахуванням

 

імунного стану організму реципієнта піднімає зада-чу сертифікації матеріалів на якісно новий рівень [12, 13, 14].

 Мета Дослідження

Метою даного дослідження було встановити можливість застосування атомно-силового мікро-скопу (АСМ) для передбачення реакції організму на імплантат.

Матеріали та методи дослідження

На сьогодні доступним є ряд методів для дослід­ жень внутрішніх та міжмолекулярних сил, які діють між біомолекулами. Найбільш ефективними інстру-ментами для досліджень є АСМ. Цей метод охоплю-ють діапазон від ентропійних сил величиною в декіль-ка фемто-Ньютонів (10 15 ньютонів) для визначення сили, яка необхідна для розриву ковалентних зв’язків у  кілька нано-Ньютонів (10-9 ньютонів). За допомо-гою АСМ ефективно досліджуються, як взаємодії рецептор-ліганд, так і структури розгорток окремих макромолекул, таких як ДНК (внутрішньо-молеку-лярні сили) [10, 14]. Широкий спектр контрольованих взаємодій створює реальні передумови для успішного розв’язання ряду прикладних задач за допомогою нанобіосенсорних технологій, що реалізуються на апаратно-програмній базі АСМ. Останні роки здій-снюються переконливі спроби застосування АСМ при діагностиці ракових захворювань на основі тесту-вання сил адгезії специфічних IgG до малігнизованих клітин та їх контактної пружності.

АСМ дослідження біоадгезійної сили відриву про-водилися на скануючому зондовому мікроскопі Dimension 3000 NanoScopeIIIa (Veecocorp.) як на пові-трі (при температурі 22 С та відносній вологості 30%), так і в рідкому середовищі (0,9% розчин хлориду натрію). Швидкість вертикального переміщення зонду вибиралась в діапазоні від 20 до 20000 нм/сек. Для вимірювань використовувались контактні зонди із Si3N4 марки DNP-20 (VeecoInc.) із V-подібним кан-тилівером. Усереднений радіус вістря зонду складав 30 нм, жорсткість кантилівера – 0.06 Н/м. Контроль форми вістря проводився перед та після вимірювань за методом «сліпої реконструкції» із використанням тестової гратки TGT-1 (NT-MDT). Уточнення зна-чення жорсткості кантилівера проводилось за аналі-зом спектру його температурного шуму. Схема вимірювань представлена на рис. 1. У початковий момент зонд, модифікований антиті-лом (АТ), знаходиться далеко від поверхні зразка (точка 1) і сила взаємодії поверхня-АТ рівна нулю. Далі АСМ система вертикального переміщення зонда підводить зонд до поверхні, контролюю відстань з точністю до ангстрема (10–10 м). При дея-кій мінімальній відстані між зондом і поверхнею відбувається «захоплення» модифікованого зонда поверхнею під дією сил притяжіння (точка 2). При подальшому зближенні зонда і поверхні починають діяти сили відштовхування, що перешкоджають проникненню зонду в поверхню. Після досягнення максимального значення сили відштовхування задається оператором виходячи з умов експеримен-ту – (точка 3) починається зворотне вертикальне переміщення зонда. При цьому, рівнодіюча всіх сил, що утримують модифікований зонд біля поверхні врівноважується силою пружній деформа-ції консолі зонда в точці 4, в якій і відбувається від-рив від поверхні. Таким чином, максимальна вели-чина сили біоадгезійної взаємодії відповідає вели-чині сили відриву зонда від поверхні (точка 4), що дорівнює силі пружної деформації консолі зонда, вимірюваною системою детектування АСМ за вели-чиною її прогину d (рис. 1).

Рис. ­1. ­Схема вимірювань сили відриву F методом АСМ. ­­ Сила біоадгезії визначається по виміряній АСМ величині пружної деформації консолі зонда d як F=kd, де k – пружна постійна консолі..

Поверхні зонда модифікували за допомогою нанесення АТ. В якості АТ – використані сумарні IgG, які виділяли з сироватки крові пацієнта. На зонд АСМ наносилися АТ з розчину концентрацією 0,1 мкг/мл. (розчин - 0,9% NaCl).

Вимірювання були проведені, як на повітрі, так і  у воді з метою перевірити різницю між отримани-ми даними, чи є вони суттєвою для проведення оцінок сил біоадгезії. Під час вимірювань в атмос-фері на поверхні зразка через присутність капіляр-них сил утворюється так званий капілярний місток, який дає значний внесок у величину адгезивних сил. Таким чином, значення сили відриву при вимі-рюваннях на повітрі більші, ніж під час вимірювань у воді. Однак, як було встановлено, якісні співвід-

Таблиця 1

Фізичні характеристики сплаву основи кульшового імплантату

Матеріал Методика Модуль Юнга, Межа міцності Межа міцності  
обробки (Гпа) на стискання (МПа) на розтяг (МПа)  
 
 
Ti6Al4V Холодна 100–110 830–1070 920–1140  
 

ношення між значеннями сил відриву для різних Результати
зразків зберігаю.
За період 2015-2016 р.р. в клініці ДНУ «НПЦ
У клінічні випробування були включені пацієн- ПКМ»ДУС було проведено тестування сумісності
ти, яким було показано встановлення імплантатів матеріалу ортопедичних імплантатів при ендопро-
згідно протоколів лікування. тезуванні великих суглобів з організмом реципієнта
за допомогою АСМ 11 пацієнтам [15, 16]. Пацієнтами
Перед операцію у хворих забиралася кров 5 мл., проводили оперативні втручання (ендопротезуван-
з сироватки якої за стандартною методикою виді- ня кульшових та колінних суглобів). В табл. 2 наве-
лялися сумарні Ig [15]. Після очищення та розве- дені дані сили утримання Ig поверхнею елементу
дення до відповідної концентрації, 2 мкг/мл, Ig протезу.
наносили на зонд АСМ.
Сила утримання чистого зонду поверхнею імп-
Зондами з нанесеними Ig пацієнта проводили лантату коливалась у межах 5-8 нН.
тестування на сумісність матеріалу імплантату з
організмом хворого. Значення сили утримання Таким чином за даними АСМ можна впевнено
зонду з Ig реципієнта поверхнею імплантату вважа- сказати, що у всіх випадках у реципієнтів розвива-
ли за оцінку сумісності матеріалу з організмом паці- ється локальне асептичне запалення у місці вста-
єнта. Чим вище було значення сили утримання тим новлення імплантату. Достовірність отриманих зна-
імовірнішим був розвиток реакції відторгнення чень р 0,005.
імплантату організмом.
Наведені в табл. 3 дані свідчать, що у пацієнта з
Основою для кульшового імплантату був сплав часом тільки збільшується рівень СРБ та кількість
титану Ti6Al4V, характеристика якого наведена в сегментоядерних нейтрофілів. А результати тесту-
табл. 1. вання за допомогою АСМ зостаються на рівні 49-56
нН, які свідчать про сталу реакцію організму на
Таблиця 2
Значення рівня С-реактивного білку (СРБ), клінічних показників формули крові,
концентрації IgG у сироватці крові та дані сили утримання поверхнею
титанового зразка Ig пацієнта, F
СРБ С/я % Лімф. % Мон.% (3-10%) IgG, г/л ACM F, нН
(0-5 мг/л) (47-72%) (19-37%) (5,5-18,5 г/л) (5-8 нН)
1 39,1 42,0 43,0 7 8,8 51,8
2 34,5 68,0 23,0 5 6,4 48,7
3 9,3 69,0 22,5 5 6,7 49,6
4 5 58,0 31,2 4 7,1 50,1
5 4,5 46,0 30,0 6 5,1 34,1
6 3,1 66,0 31,7 4 11,2 56,3
7 43,8 66,0 18,5 3 8,6 52,0
8 5.5 67,0 41,2 5 5,3 38.1
9 2.1 50,0 28,2 4 5,1 29.8
10 4,4 48,0 29,3 1 6,2 33.0
11 25.5 61,0 30,7 3 7,1 32.7

 

Таблиця 3

Значення СРБ, клінічних показників формули крові, концентрації IgG

у сироватці крові та дані F сили утримання поверхнею титанового зразка Ig пацієнта № 6

СРБ С/я % Лімф. % Мон.% IgG, г/л ACM F, нН
(0-5 мг/л) (47-72%) (19-37%) (3-10%) (5,5-18,5 г/л) (5-8 нН)
до операції 3,1 66,0 31,2 4 7,8 56,3
14 діб п/о 5 58,1 30,4 4 7,9 50,1
1 місяць п/о 34,5 68,2 23,2 5 11,2 48,7
4 місяці п/о 39,1 68,0 43,1 7 14,3 51,8
Таблиця 4
Дані денситометрії та рівень СРБ на різних етапах після операції
СРБ Альбумін (%) IgG % А/IgG ACM F, нН
(0-5 мг/л) (52-65 %) (13-24%) (5-8 нН)
Пацієнт №7
Перед операцією 43,8 72,62 8,861 2,586 52,0
7 діб після операції 13,6 83,04 2,474 4,89
14 діб після операції 9,7 82,41 4,91
Пацієнт №10
Перед операцією 4,4 51,8 2,68 1,100 33,0
7 діб після операції 26,0 63,41 5,1 1,723
3 місяці після операції 2,8 68,35 10,66 2,159

 

імплантат. Так у даного пацієнта напруження імун-ної системи постійно підтримується наявністю імп-лантату, а специфічність Ig до матеріалу протезу зостається дуже високою. Двом пацієнтам №7 та №10 встановили вміст альбуміну та IgG за допомогою електрофорезу, результати наведені в табл. 4.

Силу афінної взаємодії між поверхнею імплан-тату і IgG пацієнта – F у хворих №7 та №10 вимірю-вали тільки перед операцією

У  пацієнта №7 значення СРБ поступово змен-шується але співвідношення А/IgG збільшується. Високе значення F перед операцією свідчило про ймовірність розвинення реакції організму на імп-лантат. Клінічно результати АСМ - тестування були підтверджені скаргами хворого на набряк та біль в місці встановлення імплантату

Обговорення

Різноманітність реакції тканин реципієнта на стороннє тіло, яке вноситься в організм, залежить від його імунного статусу, а особливе значення в них має первинна реакція клітин організму на поверх-ню імплантатів [17].

Розвиток сучасних високотехнологічних галу-зей медицини, у тому числі ортопедії, травматології та стоматології, висуває високі вимоги до якості імплантаційних матеріалів. Основні з них - медико-біологічні, засновані на відсутності в матеріалі ток-сичних, канцерогенних і корозійних властивостей. Біоматеріали мають бути біосумісними та мати такі технологічні якості, які дозволяють у разі певної обробки одержати необхідну конструкцію, що характеризується стійкістю до сил тертя та має низьку теплопровідність [18, 19].

Водночас імплантаційні матеріали мають вико-нувати не тільки замісну функцію, але поступово інтегрувати у навколишню кістку, сприяти форму-ванню і ремоделюванню кісткової тканини. Наукові дані свідчать про активізацію розробок у створенні нових та удосконаленні відомих біоматеріалів для медицини [10-12].

Треба зазначити, що навіть незначна модифіка-ція біоматеріалу (елементний склад, фазовий стан, топографія і структура поверхні та ін.) може суттєво   

змінити його властивості. Тому медико-біологічні Висновки
дослідження штучних біоматеріалів залишаються
актуальними і значущими [10, 18]. Розробка оптимальних умов для тестування
імплантатів з організмом реципієнта за допомогою
Розроблений підхід для вирішення завдання атомно-силової мікроскопії (АСМ) суттєво підви-
індивідуального прогнозування ступеня сумісності щить ефективність хірургічного лікування ортопе-
матеріалів імплантатів із організмом реципієнта на дичної патології.
основі нанобіосенсорів контрольованих апаратно-
програмним комплексом АСМ є доцільним та Метод тестування сумісності матеріалу імплан-
актуальним. На сьогодні розробка оптимальних тату з організмом реципієнта за допомогою АСМ
умов для нанобіосенсорного тестування імпланта- може дозволити:
тів за допомогою АСМ та вивчення впливу реакцій •  на доопераційному етапі визначити можливість
тканин реципієнта на поверхню імплантатів (ендо- виникнення процесів відторгнення імплантату;
протези,  пластини  металоконструкції,  гвинти, •  передбачити сумісність організму з імплантатом
інтрамедулярні спиці, шовний матеріал, спиці і підібрати найбільш відповідні та/або забезпе-
Кіршнера, проволоки) суттєво підвищать ефек- чити лікарськими препаратами для поперед-
тивність хірургічного лікування захворювань опо- ження виникнення відторгнення;
рно-рухового  апарату  шляхом  підбору/вибору •  дані, отриманні завдяки дослідженню, дають
оптимально сумісних імплантатів з організмом можливість лікарю обрати необхідну тактику
реципієнта [8-10,20]. ведення пацієнта у післяопераційному періоді.

Література

  1. Hallab N. J., Merritt K., Jacobs J. J. Metal sensitivity in patients with orthopedic implants. J Bone Joint Surg Am. 2001.83-A. P. 428–436.
  1. Jacobs J. J., Roebuck K. A., Archibeck M., Hallab N. J., Glant T. T. Osteolysis: basic science. Clin Orthop. 2001.
  1. Major M. R., Wong V. W., Nelson E. R., Longaker M. T., Gurtner G. C. The foreign body response: At the interface of surgery and bioengineering. Plast Reconstr Surg. 2015. 135(5). P. 1489-98.
  1. Thyssen J. P., Jakobsen S. S., Engkilde K., Johansen J. D., Soballe K., Menne T. The association between metal allergy, total hip arthroplasty, and revision. Acta Orthop. 2009. 80. P. 646–652.
  1. Willert H. G., Buchorn G. H., Fayyazi A., Flury R., Windler M., Köster G., Lohmann C. H. Metal-on-metal bearings and hypersensitivity in patients with artificial hip joints. A clinical and histomorphological study. J Bone Joint Surg Am. 2005.
  1. Zeng Y., Feng W. Metal allergy in patients with total hip replacement: a review. J Int Med Res. 2013.
  1. Anderson J. M., Rodriguez A., Chang D. T. Foreign body reaction to biomaterials.Seminars in Immunology.

20  (2). P. 86–100.

  1. Ratner Buddy D. Biomaterials Science: An Introduction

to Materials in Medicine. 2nd Edition. Elsevier: Academic Press. 2004.

  1. Patel N. R., Gohil P. P. A review on biomaterials: scope, applications & human anatomy significance. International Journal of Emerging Technology and Advanced Engineering. 2012. 2(4). P. 91-101.
  1. Алексеева Т. А., Виниченко Н. П., Галич С. Р. Лазаренко О. Н., Литвин П. М. Новые нанотехноло-гии в медицине Украины. K. 2012. 56-82 s.
  1. Корж Н. А., Малышкина С. В., Кладченко Л. А., Тимченко И. В. Имплантационные материалы и остеогенез. Роль биологической фиксации и остео-интеграции в реконструкции кости. Ортопедична травматология. 2005. 4. С. 118–127.
  1. Малишкина С. В. Биосумісність та цитотоксичність композиту на основі полілактути. Укр. морфолог. альманах. 2006. 1. С. 47–50.
  1. Алексеева Т. А., Ермоленко И. С., Лебовка Н. І., Литвин П. М., Ошкадюров С. П., Янченко В. В. Исследование биоадгезивных взаимодействий на золоте, кремнии и стекле методом атомно-силовой спектроскопии. Металофизика и новейшие техноло-гии. 2009. 31(2). С. 241-248.
  1. Алексеева Т. А., Ермоленко И. С., Ощкадюров С. П., Лазаренко О. Н. Изменение поверхности металли-ческих имплантов с неорганическими покрытиями после нахождения в живом организме. Металофизика и новейшие технологи. 2009. 31(7). С. 979 – 988.
  1. Спосіб індивідуального тестування імплантату на сумісність з організмом реципієнта: пат. 87387 Україна. опубл. 01.08.2009, Бюл. №4.
  1. Картель Т. М., Литвин П. М., Алексеева Т. А., Лазаренко Г. О., Лазаренко О. М. Клінічне застосу-вання тестування хірургічних імплантів на біосуміс-ність з організмом реципієнта : метод. рекомендації. Київ, 2015. 32 с.
  1. Sebastian Bauer, Patrik Schmuki, Klaus von der Mark, Jung Park. Engineering biocompatible implant surfaces. Part I: Materials and surfaces. Progress in Materials Science. 2013. 58. Р. 261–326.
  1. Duguy N. Biomaterials and osseous regeneration. Ann. Chir. Plast.Esthet. 2000. 45(3). Р. 364–376.
  1. Linez-Bataillon P, Monchau F., Bigerelle M., Hildebrand M. In vitro MC3T3 osteoblast adhesion with respect to surface roughness ofTi6Al4V substrates. Biomolecular Eng. 2002. 19. Р. 133–141.
  1. Park Y. S., Moon Y. W., Lim S. J., Yang J. M., Ahn G., Choi Y. L. Early osteolysis following second-generation metal-on-metal hip replacement. J Bone Joint Surg Am. 2005. 87. Р. 1515.

 

REFERENCES

  1. Hallab N. J., Merritt K., Jacobs J. J. (2001). Metal sensitivity in patients with orthopedic implants. J Bone Joint Surg Am., 3-A, 428–436.
  1. Jacobs J. J., Roebuck K. A., Archibeck M., Hallab N. J., Glant T. T. (2001). Osteolysis: basic science. Clin Orthop., 393, 71–77.
  1. Major M. R. , Wong V. W., Nelson E. R., Longaker M. T., Gurtner G. C. (2015). The foreign body response: At the interface of surgery and bioengineering. Plast Reconstr Surg., 135(5), 1489-98.
  1. Thyssen J. P., Jakobsen S. S., Engkilde K., Johansen J. D., Soballe K., Menne T. (2009). The association between metal allergy, total hip arthroplasty, and revision. Acta Orthop., 80, 646–652.
  1. Willert H. G., Buchorn G. H., Fayyazi A., Flury R., Windler M., Köster G., Lohmann C. H. (2005). Metal-on-metal bearings and hypersensitivity in patients with artificial hip joints. A clinical and histomorphological study. J Bone Joint Surg Am., 87, 28–36.
  1. Zeng Y., Feng W. (2013). Metal allergy in patients with total hip replacement: a review. J Int Med Res.
  1. Anderson J. M., Rodriguez A., Chang D. T. (2008). Foreign body reaction to biomaterials. Seminars in Immunology, 20 (2), 86–100.
  1. Ratner Buddy D. (2004). Biomaterials Science: An Introduction to Materials in Medicine. 2nd Edition. Elsevier: Academic Press,
  1. Patel N. R., Gohil P. P. A. (2012). Review on biomaterials: scope, applications & human anatomy significance. International Journal of Emerging Technology and Advanced Engineering., 2(4), 91-101.
  1. Alekseeva T. A., Vinichenko N. P., Galich S. P., Lazarenko O. N., Litvin P. M. (2012). Novyie nanotehnologii v meditsyine Ukrainyi, 56-82 s.

Korzh N. A., Malyishkina S. V., Kladchenko L. A., Timchenko I. B. (2005). Implantatsionnyie materialyi i osteogenez. Rol biologicheskoy fiksatsii i osteointegratsii v rekonstruktsii kosti [Implantation materials and osteogenesis. The role of biological fixation and osseointegration in bone reconstruction]. Orthopedic Traumatology, 4, 118–127

Останнє редагування Вівторок, 21 листопада 2017 12:23

Додати коментар


Захисний код
Оновити

Шаблоны Joomla с адаптивным макетом