диссертации / 73
.pdfТаблица 1. EuraHS определения позиций сетки при пластике вентральных грыже-
вых дефектов.
Onlay |
Сетка размещается над мышцами |
|
брюшной стенки и фасцией под |
|
слоем подкожно-жировой ткани |
|
|
Inlay |
Сетка размещается в грыжевом де- |
|
фекте без перекрытия, края сетки |
|
фиксированы к краям дефекта |
|
|
Retromuscular |
Сетка размещается за прямой мыш- |
Медиальные грыжи |
цей перед задним листком или – ка- |
|
удальнее linea arcuate – перед брю- |
|
шиной |
|
|
Retromuscular |
Сетка размещается между латераль- |
Латеральные грыжи |
ными мышцами брюшной стенки |
|
|
Preperitonel |
Сетка размещается за всеми мыш- |
|
цами брюшной стенки перед брюши- |
|
ной |
|
|
Intraperitonel |
Сетка размещается за всеми слоями |
|
брюшной стенки, включая парие- |
|
тальную брюшину |
|
|
Рис. 3. Расположение протеза относительно анатомических слоев брюшной стенки
[54].
31
В резолюции, принятой на Х конференции “Актуальные вопросы герниоло-
гии” (Москва, 2013 г) было также отмечено, что “трактовка англоязычных терми-
нов «onlay, sublay, inlay» должна совпадать с первоначально предложенной и соот-
ветствовать пониманию зарубежными коллегами. «Onlay» и «sublay» являются комбинированными методиками пластики, при этом, в первом случае, протез раз-
мещается над апоневрозом, во втором, – под апоневрозом (ретромускулярно). Под методикой «inlay» понимается пластика дефекта брюшной стенки протезом (ча-
стично или полностью) без его закрытия тканью апоневроза”.
Поскольку при использовании техники “inlay” сетка помещается в позиции мостика, протез находится в контакте с внутренними органами. Такое расположе-
ние сетчатого протеза связано с высоким риском образования спаек и эрозий. Не-
большой ретроспективный анализ, при котором было проведено сравнение трех ви-
дов пластики, показал, что процент рецидивов при использовании техники “inlay”
составил 44%, а у двух из 23 пациентов сформировались кишечные свищи [226]. В
другом исследовании был обобщен опыт лечения 605 больных с послеоперацион-
ной вентральной грыжей, которым была выполнена пластика передней брюшной стенки комбинированными способами с расположением синтетического имплан-
тата в положении onlay или inlay. Авторы заключили, что комбинированный спо-
соб пластики является эффективным, безопасным и дает стабильно хорошие непо-
средственные и отдаленные результаты как при расположении имплантата в пози-
ции onlay, так и в положении inlay [227]. Еще в одном исследовании также не было выявлено существенного различия в течении послеоперационного периода при раз-
личных способах размещения протеза [228].
При технике “onlay” протез укладывается на закрытый дефект и располага-
ется в подкожножировом слое. Согласно систематическому обзору, число реци-
дивов при такой технике варьируется от 5.5% до 14.8% при среднем периоде наблюдения от 1 года до 6.7 лет [31]. В другом исследовании у 128 пациентов со сроком наблюдения до 6 лет после пластики “onlay” было отмечено в 3.4 раза боль-
шее число рецидивов, чем после пластики “sublay” [229]. Основная критика этой техники связана с высоким риском раневой инфекции и формированием сером [1,
32
230]. Недостатком комбинированной пластики с надапоневротическим расположе-
нием протеза является необходимость широкой отслойки подкожной клетчатки и кожи от апоневроза. Это нарушает их кровоснабжение, венозный и лимфатический отток, приводит к длительной экссудации в ране, формированию сером и некрозов подкожной клетчатки и кожи с последующим развитием гнойных раневых ослож-
нений и длительно существующих свищей. Кроме того, контакт синтетического протеза с подкожной клетчаткой сам по себе значительно увеличивает и длительно поддерживает процесс экссудации [3, 18, 204]. В то же время в одном эксперимен-
тальном исследовании, выполненном у крыс, которым полипропиленовая сетка им-
плантировалась в трех положениях: над апоневрозом, предбрюшинно и интраабдо-
минально, при морфологическом исследовании наиболее выраженный рост соеди-
нительной ткани в рубце наблюдался при надапоневротической и предбрюшинной локализации сетки [228]. Однако авторами не было проведено сравнения качества образующейся соединительной ткани. Не было выявлено большего числа после-
операционных осложнений при применении техники “onlay” и в ряде клинических исследований [91, 231-233].
При технике “sublay” сетка располагается над закрытым задним листком вла-
галища прямой мышцы и брюшиной. При больших размерах грыжи, когда задний листок не может быть закрыт, сетка иногда используется в качестве мостика [226].
В систематическом обзоре приводятся данные, что рецидивы после этого типа про-
тезирующей пластики составляют от 1% до 23% при среднем периоде наблюдения от 1.7 до 6.7 лет [31]. Еще в одном крупном мультицентровом ретроспективном исследовании было проведено сравнение результатов трех типов пластики в отно-
шении числа рецидивов и развития послеоперационных осложнений у 1364 паци-
ентов со средним периодом наблюдения 73.4 месяца. Авторы пришли к заключе-
нию, что техника “sublay” сопровождается меньшим числом рецидивов, но при этом ими не было обнаружено разницы в отношении ранних и поздних послеопе-
рационных осложнений [234]. В то же время в другом исследовании при сравнении отдаленных результатов и качества жизни пациентов через год после различных
33
видов протезирующей пластики было обнаружено статистически значимое пре-
имущество техники “sublay” не только в отношении рецидивов, но и в отношении развития послеоперационных осложнений [235]. Эти данные подтверждаются и в других исследованиях [236, 237]. По мнению Европейского Герниологического Об-
щества техника “sublay” является золотым стандартом протезирующей пластики.
Однако эта процедура более сложна, чем “onlay” пластика и требует не только большего времени для выполнения, но и более высокой квалификации хирурга. На Х конференции “Актуальные вопросы герниологии” (Москва, 2013 г) был сделан вывод, что накопленный в России клинический опыт также показал, что техника
«sublay» является методом выбора. При невозможности ее применения использу-
ется техника «inlay» с размещением краев протеза под апоневрозом. Техника
«onlay» является методом резерва и применяется при невозможности анатомиче-
ской дифференцировки измененных тканей брюшной стенки. Однако противоре-
чивые клинические результаты и отсутствие экспериментальных исследований, по-
священных влиянию тканевого окружения на процесс долгосрочной интеграции сетчатых протезов при различном их расположении в анатомических слоях брюш-
ной стенки, не позволяют считать эту проблему полностью решенной.
1.4 Свойства хирургических сеток, влияющие на их биосовместимость.
Полимер нитей.
Почти все сетчатые эндопротезы производятся в настоящее время из четырех основных полимеров: полипропилена (ПП), полиэтилентерифталата (ПЭТ), поли-
тетрафторэтилена (ПТФЭ) и поливинилиденфторида (ПВДФ). Наиболее широкое распространение имеет ПП. Этот полимер обладает высокой устойчивостью по от-
ношению ко многим физическим, термическим и механическим воздействиям. Од-
нако, относительно высокая жесткость ПП волокон на изгиб создает нежелатель-
ные сложности при конструировании хирургических сеток [38, 238]. Более того, в
экспериментах у животных было показано, что жесткость ПП шовного материала на изгиб возрастает с течением времени под влиянием процессов оксидации [239].
Также на поверхности ПП волокон в отдаленные сроки после имплантации появ-
34
ляются трещины, приводящие к потере прочности, что также связывают с оксида-
тивным стрессом [240]. Причем подобные повреждения были обнаружены не только на поверхности шовного материала, но и на поверхности ПП волокон, из которых были изготовлены хирургические сетки, эксплантированные через 4-5 лет у пациентов по причине развития осложнений [241, 242]. Но главным недостатком ПП является более выраженная, по сравнению с другими полимерами, реакция на инородное тело, которую он вызывает [243]. ПЭТ, или полиэстер, известен как ма-
териал, вызывающий наименьший воспалительный ответ. Однако, к сожалению, он подвергается деградации через несколько лет после имплантации, что было неод-
нократно показано на примере сосудистых протезов [244-247]. Биоматериалы из ПТФЭ обычно производятся в форме пластины, что безусловно препятствует инте-
грации их в окружающие ткани [248] и приводит к инкапсуляции и выраженному сморщиванию. Кроме того, Bellon et al. обнаружили разрушения структуры проте-
зов из ПТФЭ, которые выражались в расслоении и фрагментации материала, в при-
сутствии бактериальной инфекции [249, 250]. В то же время, Cozard et al. сообщили о различной степени химической деградации не только ПТФЭ протезов, но также и сеток, сконструированных из ПП и ПЭТ. Это было обнаружено в эксплантатах с помощью методов спектрального и термического анализа. Несмотря на эти находки, существуют противоположные мнения о связи стабильности полимеров с развитием осложнений после протезирующих пластик [139]. ПВДФ – это нерасса-
сывающийся фтор полимер, который демонстрирует улучшенные текстильные и биологические свойства [251-253]. Он термически стабилен и более устойчив к по-
вреждениям, чем другие фторопласты. Этот полимер является сравнительно доро-
гим, но при этом широко используется при производстве полупроводников, а также в бумажной и химической промышленности. В качестве шовного материала ПВДФ давно уже очень хорошо себя зарекомендовал в сердечно-сосудистой хирургии и ортопедии, т.к. вызывает слабую клеточную реакцию и демонстрирует высокую стабильность и устойчивость к “старению” [251, 254]. Klinge et al. на модели у жи-
вотных сравнили стандартную полипропиленовую сетку с протезом из ПВДФ [251]
35
и пришли к выводу, что хирургические сетки из ПВДФ являются прекрасной аль-
тернативой большинству выпускаемых протезов, так как обладают более высокой биостабильностью, сниженной жесткостью на изгиб и вызывают минимальный тканевой ответ [251], что позволяет даже рекомендовать их для интраабдоминаль-
ного расположения [255]. Хорошая биосовместимость сетчатых протезов из ПВДФ при открытой пластике грыжевых дефектов брюшной стенки также подтвержда-
ется результатами экспериментальных и первых клинических исследований [67].
Материалоемкость.
Вес хирургической сетки зависит как от удельного веса полимера, из кото-
рого она изготовлена, так и от объема использованного при ее производстве мате-
риала [35]. Тяжелые сетки обычно имеют мелкие поры, в то время как легкие скон-
струированы в большинстве своем с крупными порами. Однако, необходимо пом-
нить, что разные полимеры имеют различный удельный вес (ПП – 0.9 г/см3, ПВДФ
-1.7 г/см3) и поэтому следует избегать такой классификации. Строго говоря, деле-
ние сеток на легкие и тяжелые не признано официально, но очень популярно и ши-
роко распространено, особенно в немецко-говорящем сообществе. Имплантаты классифицируются в соответствии с весом материала в г на м2. Разница в весе ва-
рьируется, составляя максимально 85 г/ м2. Эта разница была признана клинически значимой, так как экспериментальные исследования продемонстрировали, что сетки со сниженным весом лучше интегрируются и вызывают меньшую реакцию на инородное тело [256, 257]. В то же время Wehye et al. в эксперименте у живот-
ных показали, что легкая микропористая ПП сетка обладает худшей, по сравнению с тяжелой, но с большим размером пор, биосовместимостью. Из чего авторами был сделан вывод, что не объем материала, а размер пор является главным фактором,
определяющим биосовместимость протезов [258]. В последующем клиническом обзоре тех же авторов именно размер пор и структура волокон, а не абсолютная редукция материала на 1 г и более на имплантат, были названы факторами, опреде-
ляющими интенсивность реакции на инородное тело [37].
Эксперименты на животных привели к возникновению кредо “легкая сетка обладает лучшей биосовместимостью”, которое быстро установилось в хирургии
36
грыж, приведя к всемирному коммерческому соревнованию по созданию самой легкой сетки. Поскольку внимание производителей сфокусировано на снижении веса сетки, множеству других важных параметров не придается большого значе-
ния. В то же время, облегчение протезов достигается за счет структурных измене-
ний - преимущественно, путем введения в состав протеза рассасывающихся ком-
понентов, уменьшения диаметра нити или разряжения структуры. При этом многие исследования ясно показали, что тканевой ответ на имплантат зависит как от коли-
чества материала, так и от структуры протеза [258, 259].
Клинические исследования также демонстрируют противоречивые резуль-
таты. Conze et al. [43] получили одинаковые результаты при сравнении легких ча-
стично рассасывающихся и стандартных полипропиленовых сеток, более того,
была отмечена тенденция к увеличению количества рецидивов в группе легких се-
ток. Другие авторы отметили улучшение в отношении боли и чувства дискомфорта при использовании частично рассасывающихся легких сеток [260], но также заре-
гистрировали увеличение числа рецидивов [261]. В обзоре последних рандомизи-
рованных контролируемых исследований и ретроспективных исследований ча-
стично рассасывающиеся легкие сетки выглядят предпочтительнее в отношении хронических болей и ощущений инородного тела, но их применение сопровожда-
ется более высоким числом рецидивов [37]. Кроме того, в последние годы было задокументировано несколько случаев центральных разрывов легких хирургиче-
ских сеток, изготовленных из разных полимеров и имплантированных пациентам с вентральными грыжами [48-50].
Таким образом, движение в сторону использования более легких сеток пока-
зало исследователям и клиницистам, что в отдаленном периоде легкие сетки умень-
шают частоту возникновения некоторых осложнений, но достигается этой ценой очевидного увеличения рецидивов.
Структура волокон.
Хирургические сетки могут быть сконструированы с использованием как моно-, так и мультифиламентных волокон. Сетки из монофиламентных нитей об-
37
ладают заметной жесткостью, в то время как мультифиламентные конструкции бо-
лее мягкие и имеют лучшие характеристики для адаптации к анатомической кри-
визне. Однако мультифиламентные сетки физически имеют заметно более высо-
кую площадь контактной поверхности, что влияет на их биосовместимость. Осно-
вываясь на математической модели, Klinge et al. рассчитали, что площадь поверх-
ности для мультифиламентных сеток, как минимум, в 1.57 раз больше монофила-
ментных [262]. Соответственно, большая площадь способствует персистенции бак-
терий на поверхности имплантата, что может привести к развитию инфекционных осложнений при применении мультифиламентных материалов [262]. В последнем исследовании Engelsman et al. сравнили шесть коммерчески доступных хирургиче-
ских сеток в отношении прогрессиривания бактериальной инфекции на in vivo мо-
дели хронической инфекции. Как и предполагалось, морфологическая разница между сетками (по объему материала, числу волокон, гидрофобности) в значитель-
ной степени влияла на тяжесть бактериальной инфекции. Авторы обнаружили до-
стоверно более высокие присутствие и скорость роста числа бактерий в мультифи-
ламентной конструкции ПП сетки по сравнению с монофиламентными конкурен-
тами, и сделали вывод, что легковесные монофиламентные протезы являются наиболее устойчивыми к бактериальной инфекции [263].
Эксперименты in vivo на модели у крыс показали более выраженный острый воспалительный ответ и повышенный фиброз в ответ на мультифиламентные нити,
по сравнению с монофиламентными [264, 265]. Авторы объяснили такую реакцию повышенной площадью контакта между тканью и биоматериалом. Пациенты, ко-
торым были имплантированы мультифиламентные или монофиламентные поли-
пропиленовые сетки также были обследованы в отношении воспалительной реак-
ции. У них были взяты пробы крови до операции и в промежуток до 168 часов после вмешательства для анализа провоспалительных медиаторов. Результаты показали более выраженный воспалительный ответ в группе мультифиламентных сеток
[266]. Повышенный ответ может быть, отчасти, результатом повышенной адсорб-
ции белков хозяина поверхностью имплантата, что в свою очередь инициирует по-
вышенную активацию клеток воспаления. В отдаленные сроки мультифиламенты
38
не вызывали повышение уровня хронического воспаления, по сравнению с моно-
филаментами, в действительности, больше лейкоцитов и более крупные гигантские клетки были обнаружены в группе монофиламентных сеток [267].
Частично рассасывающиеся материалы.
Для облегчения манипулирования некоторые легковесные сетчатые эндопро-
тезы укрепляются дополнительными рассасывающимися волокнами. В одном из исследований были продемонстрированы преимущества использования частично рассасывающейся хирургической сетки, состоящей из полипропилена и полиглак-
тина, по отношению к стандартной полипропиленовой [268]. Позже Rosch et al. со-
общили об индуцированном рассасывающимся компонентом сетки – полиглакти-
ном воспалении и фиброзе, развивающимися вокруг композитной сетки Vypro II в
ранние сроки после имплантации. Однако после рассасывания полиглактина сте-
пень воспалительной и фиброзной реакции была даже ниже, чем у стандартного ПП протеза [269]. Weyhe at al. также зарегистрировали высокий инициальный вос-
палительный ответ на поликлактин-полипропиленовый протез в экспериментах на культурах фибробластов. Этот ответ выражался в повышении уровня IL-6 и угне-
тении фактора роста TGF-β 1 [270]. Такая реакция может быть связана с тем, что деградация полигликолевой кислоты происходит в течении нескольких дней и со-
провождается выраженным локальным ацидозом. Следующим шагом в развитии композитных протезов стало добавление к полипропиленовой основе нитей из по-
лиглекапрона – вещества с более длительным периодом деградации. Такие про-
тезы, под коммерческим названием Ultrapro, получили широкое распространение в хирургии паховых и вентральных грыж. Причем, в отличие от полиглактина, по-
легликапрон в процессе деградации не стимулировал фиброзной реакции [271].
Теоретически, рассасывающиеся компоненты должны снижать объем ино-
родного материала, остающегося в организме, без ущерба для механической ста-
бильности протеза [257, 272]. Экспериментальные исследования Bellon et al. под-
твердили, что частично рассасывающиеся хирургические сетки хорошо интегриру-
ются и обеспечивают достаточную прочность протезируемой области [272]. В то
39
же время, в 2014 году в журнале Hernia было опубликовано сообщение о трех слу-
чаях центральных разрывов протеза Ultrapro у пациентов в разные сроки после ре-
тромускулярной имплантации протеза [50].
Размер пор.
В экспериментах у животных Klinge et al. показали, что интенсивность реак-
ции на инородное тело, возникающей в ответ на имплантацию различных полипро-
пиленовых структур, может быть достоверно снижена путем увеличения размера пор [156]. В то время как увеличение размера пор может повысить биосовмести-
мость хирургических сеток, уменьшение размера пор, несмотря на редукцию коли-
чества материала, способно ухудшить результаты пластики [258]. Даже для гидро-
фобного полимера ПТФЭ было доказано, что пористые конструкции вызывают воспаление, сравнимое по интенсивности с возникающим в ответ на ПП [273]. Важ-
ность размера пор для тканевой реакции базируется на факте, что в случае мелких пор, гранулема и рубцовая ткань, окружающие полимерное волокно, могут полно-
стью заполнить пространство между волокнами и привести к образованию так называемой рубцовой пластины. Развитие этого феномена, получившего название
‘bridging”, делает невозможным прорастание протеза, так как не оставляет свобод-
ного пространства для тканевого роста [156, 274]. Заключение имплантата в такую рубцовую пластину ведет к потере эластичности протеза и может приводить к его сморщиванию [275].
Важность размера пор в отношении тканевой реакции была независимо по-
казана как в исследованиях in vivo, так и in vitro [276, 277]. Размер пор >500-600
мкм не препятствует росту соединительной ткани [278, 279]; размер пор >200-300
мкм достаточен для неоваскуляризации [280-282] и восстановления костных дефек-
тов [283-285]; поры размером <200 мкм уже могут препятствовать циркуляции жидкости при физиологическом давлении [286], а поры меньше 100 мкм позволяют проникать лишь отдельным типам клеток, что недостаточно для построения новой ткани [287-289]. И наконец, размер пор <10 мкм препятствует какому бы то ни было росту [290, 291].
40