Согласно консенсусу Международной урогинекологической ассоциации (International Urogynecological Association, IUGA) и Международного общества по удержанию (International Continence Society, ICS), пролапс тазовых органов (ПТО) определяется как опущение стенок влагалища (передней и / или задней), матки (шейки матки) или купола культи влагалища после гистерэктомии. Стрессовое недержание мочи (СНМ) определяется как жалоба на непроизвольную потерю мочи при усилии или физической нагрузке (например, при занятиях спортом), а также при чихании или кашле [1]. ПТО наблюдается у ≤ 50% рожавших женщин, у 3 – 6% из них имеются жалобы [2]. Распространённость СНМ составляет 10–40% у женщин [3], и приблизительно 20% женщин в течение жизни потребуется хирургическое вмешательство по поводу ПТО или СНМ [4]. Важным патогенетическим фактором в развитии ПТО и СНМ является дефект связок и фасций тазового дна, на замещение которых направлено оперативное лечение [5][6]. Одним из самых распространённых методов хирургической коррекции ПТО является установка синтетического импланта [7]. Ввиду лавинообразного роста числа имплантируемых материалов при коррекции ПТО, которые далеко не всегда применялись по показаниям и корректно, выросло число публикаций об осложнениях данного вида хирургии, что негативно повлияло на репутацию сетчатых имплантов. В итоге это привело к запретам, которые прямо или косвенно ограничили доступ пациентов к наиболее изученным технологиям с доказанной эффективностью [8]. В свою очередь имплантация синтетического субуретрального слинга является «золотым стандартом» в хирургическом лечении СНМ [9].

Наиболее распространённым синтетическим материалом для производства сетчатых эндопротезов для коррекции ПТО и СНМ является полипропилен [7][9]. Применение нерассасывающихся сетчатых эндопротезов характеризуется рядом специфических «имплант-ассоциированных» осложнений, таких как эрозия слизистой влагалища и хроническая тазовая боль [10][11][12]. Согласно исследованиям, риск вышеописанных осложнений выше у пациентов после имплантации сетки по поводу ПТО, нежели у пациентов после имплантация субуретрального слинга по поводу СНМ ввиду большего количества имплантируемого нерассасывающегося материала [12][13]. Результаты исследований показывают, что возникновение экструзии сетчатых имплантов связано и со свойствами самих имплантатов, так как наличие инородного тела способствуют развитию местной воспалительной реакции и провоцируют образование дефектов слизистой влагалища [14][15].

Широкое распространение на территории нашей страны получили трансвагинальные методики реконструктивных операций на тазовом дне у женщин с помощью так называемых «мини-сеток», которые позволяют обеспечить апикальную фиксацию [16]. Объём используемого синтетического материала при такой методике коррекции ПТО минимален, что на порядок снижает число специфических осложнений, но полностью не исключает такую вероятность. Альтернативой сетчатым имплантам является использование лигатурной фиксации. Самой распространённой методикой лигатурной фиксации является крестцово-остистая вагино / гистеропексия. Суть методики заключается в диссекции тканей в зоне крестцово-остистой связки и фиксации к ней апекса влагалища путём прошивания лигатурами (как правило, нерассасывающимися). Бесспорным преимуществом данной методики является отсутствие имплантируемого сетчатого материала, что исключает имплант-ассоциированные осложнения. Недостатки крестцово-остистой лигатурной фиксации — техническая сложность выполнения (ввиду необходимости широкой диссекции в области крестцово-остистой связки, прошивании последней в ограниченном пространстве), выраженное смещение нормальной оси влагалища, что может приводить к диспареунии и хронической тазовой боли. Также отмечается более низкая эффективность данной методики в сравнении с протезирующими методиками. Таким образом, существует очевидная необходимость разработки импланта, который объединял бы в себе все преимущества как лигатурной фиксации, так и методик с использованием сетчатых эндопротезов.

Цель исследования: разработать новое поколения синтетических имплантов для хирургической коррекции пролапса тазовых органов и стрессового недержания мочи.

Концептуальной идеей создания инновационного изделия было сохранение привычного форм-фактора сетчатого импланта на момент имплантации (для минимальной диссекции тканей при установке и отсутствия необходимости в дополнительной фиксации), но при этом кардинальное уменьшение объёма перманентного синтетического материала в отдалённом послеоперационном периоде. Сетчатая структура эндопротеза позволяет упростить и стандартизовать процесс имплантации и регулировки натяжения в интраоперационном и раннем послеоперационном периоде. В свою очередь после процесса резорбции рассасывающегося компонента несоединённые межу собой нерассасывающиеся лигатуры значимо снижают вероятность эрозии и при необходимости легко удаляются из окружающих тканей. Разработка и технические исследования проводились на базе научно-производственной лаборатории компании ООО «Линтекс» (г. Санкт-Петербург, РФ). Основные этапы разработки включали проектирование экспериментального образца синтетического импланта и испытания полученного экспериментального образца in vitro.

Проектирование экспериментального образца синтетического импланта (оценка базовых и физико-механических свойств). При изготовлении экспериментальных образцов с учётом технологических особенностей производства в качестве нерассасывающейся составляющей выбраны полипропиленовые мононити диаметром 0,07 мм. Проверку прочности проводили на универсальной электромеханической испытательной машине INSTRON серии 5900 («Instron», «Illinois Tool Works» Inc., Glenview, IL, USA). Заданное число мононитей и импланты располагались в зажимах разрывной машины на одинаковом расстоянии друг от друга. Зажимная длина составляла 100 мм, ширина — 15 мм (рис. 1).

Используемое сырьё: мононити полидиоксаноновые — рассасывающаяся часть, срок полной деструкции — 180–210 суток; мононить полипропиленовая — нерассасывающаяся часть, лигатура.

Испытания полученного экспериментального образца in vitro. Образцы изготовлены на основовязальной машине в виде сетчатой лены шириной 10–15 мм, число нерассасывающихся полипропиленовых мононитей, введённых в структуру, равно 6. Образцы прошли следующие технологические стадии производства: термофиксацию, предстерилизационную очистку, стерилизацию оксидом этилена, сушку в сушильном шкафу; упакованы во внутренний пакет из ламинированной фольги и внешний полимерно-бумажный пакет. Образцы для испытаний представлены в виде отрезков по 10 см. Воздействие биологических жидкостей (фосфатный буферный раствор) оценивалось на следующих отрезках времени: 14, 30, 60, 90, 120 и 210 суток. Проверку устойчивости к воздействию биологических жидкостей проводили по МУ 25.1-001-86, используя в качестве модельной среды фосфатный буферный раствор рН 7,4. Фосфатный буферный раствор рН 7,4 (ГОСТ Р ИСО 13781) готовили из 18,2 объёмных частей раствора А и 81,8 объёмных частей раствора Б. Раствор А: 1/15 молярный раствор калия фосфорнокислого однозамещенного, приготовленного путём растворения навески 9,078 г КН2РО4 (ГОСТ 4198) в 1 л дистиллированной воды (ГОСТ 6709). Раствор Б: 1/15 молярный раствор натрия фосфорнокислого двузамещенного 2-водного, приготовленного путём растворения навески 11,876 г Na2HPO4 2 H2O (ГОСТ 4172) в 1 л дистиллированной воды (ГОСТ 6709).

Испытания проводились следующим образом: пробы образцов высушивали в термошкафу при температуре 107 ± 2 °С до постоянной массы. Массу пробы определяли с точностью до 0,001 г. Подготовленные пробы погружали полностью в ёмкость с модельным раствором (фосфатный буферный раствор рН 7,4 ± 0,2). Модуль ванны (соотношение объёма буферного раствора в миллилитрах к массе пробы в граммах) был не менее 30:1. Ёмкость с пробой помещали в термостат с температурой плюс 37 ± 2 °С и выдерживали в течение заданного времени. Затем определяли прочностные характеристики.

Далее проводили измерения массы пробы. Пробу, извлечённую из буферного раствора, высушивали при температуре 107 ± 2 °С до постоянной массы и определяли её с точностью до 0,001 г. Изменение массы пробы Х в процентах после экспозиции в модельной жидкости вычисляли по формуле:

* где, m — масса пробы до экспозиции в модельной среде, в граммах (г); m1 — масса пробы после экспозиции в модельной среде, в граммах (г)* i.e., m — sample mass before exposure to the model medium, in grams (g); m1 — sample mass after exposure to the model medium, in grams (g)

Описание экспериментального образца синтетического импланта. Система доставки лигатур была изготовлена в 2-х вариантах: для коррекции ПТО — сетчатая лента шириной 13–15 мм, для коррекции СНМ — сетчатая лента шириной 10–11 мм. Лента может быть оснащена мягкими или жёсткими петлями, а также нитями, проведёнными в горизонтальном или вертикальном направлениях. Петли и нити применяются для регулирования натяжения ленты при её имплантации (рис. 2, 3).

Физико-механические свойства полученных экспериментальных образцов. При длине имплантируемой (сетчатой) части системы 45 см, её масса составила 1,84 г. Количество рассасывающегося компонента (полидиоксанон) ≈ 97% (1,78 г), нерассасывающегося компонента (полипропилен) ≈ 3% (0,06 г) (рис. 4, табл. 1).

Испытания in vitro. Интенсивная деструкция рассасывающихся полидиоксаноновых мононитей, существенно влияющая на прочность образца импланта, начиналась после 60 суток экспозиции (рис. 5–8, табл. 2).

Удаление сетчатых эндопротезов в случае развития осложнений вызывает значительные технические трудности, оно сопряжено с высокими интраоперационными рисками. Проблема заключается в плотном врастании фиброзных тканей в структуры сетчатого имплантата, представляющие собой многократно переплетённые мононити, удаление которых простой тракцией невозможно. При лигатурной фиксации для устранения проблемы, как правило, достаточно рассечения нитей и удаления их вытягиванием из тканей. Осуществление аксиальной поддержки должно проводиться по принципу минимизации имплантируемого материала и возможности лёгкого удаления фиксирующих структур, чего можно добиться только посредством доставки несоединённых между собой хирургических лигатур в зону имплантации и расположения их вдоль оси фиксации (аксиально).

Немаловажным аспектом в проектировании хирургического импланта является разрывная нагрузка. Так, в исследовании U. Klinge  et al. (1998) рассчитано оптимальное значение разрывной нагрузки сетчатого импланта в условиях организма человека, составляющее 16 Н/см [17]. Данное значение неоднократно подтверждено и другими авторами [18][19]. Полученные в эксперименте in vitro данные свидетельствуют о достаточной разрывной нагрузке разработанных образцов имплантов на любой стадии резорбции материала.

Отдельно необходимо отметить патоморфизиологические аспекты, которые учитывались при разработке изделия. Если в случае больших межфиламентных расстояний поры могут быть заполнены местными физиологическими тканями, такими как жировая ткань, то в случае малых расстояний промежуток между нитями обычно полностью заполняется воспалительным инфильтратом или плотным фиброзным рубцом, что может привести к осложнённому течению послеоперационного периода. Данный патоморфологический эффект в иностранной литературе называется "bridging". Установлено, что для предотвращения "bridging" эффекта расстояние между нитями полипропиленового импланта должно быть не менее 1 мм [20], что полностью соответствует параметрам в разработанных имплантах.

Таким образом, разработка полностью резорбируемой системы доставки несоединённых между собой лигатур, предназначенных для аксиальной фиксации органов малого таза, базируется на механически и патофизиологически обоснованном подходе к профилактике имплант-ассоциированных осложнений.

Ранее уже были разработаны частично резорбируемые имплнаты. Так, известен сетчатый эндопротез TiGr-Matrix, производства компании Novus Scientific, представляющий собой композитную сетку толщиной 0,6–0,7 мм, выполненную из быстро и медленно рассасывающихся монофиламентных волокон. Быстро рассасывающиеся волокна состоят из сополимера гликолида, лактида и триметиленкарбоната и практически целиком рассасываются в течение 4 месяцев. Волокна с длительным сроком рассасывания изготовлены из сополимера лактида и триметилен карбоната; срок полного рассасывания для них составляет около 3 лет. Конечно, недостатком данного сетчатого эндопротеза является его полное рассасывание в течение 3 лет, что приведёт к минимизации хронического асептического воспаления, которое способствует фиброзу тканей и обеспечивает надёжную фиксацию апикального отдела влагалища.

Известен эндопротез для хирургической реконструкции тазового дна у женщин Prolift+M [21], включающий центральную площадку бесшовно соединённую с двумя фиксирующими полосками. Вышеуказанный эндопротез выполнен из частично рассасывающейся композитной сетки, состоящей из равных частей нерассасывающихся полипропиленовых мононитей и рассасывающихся полигликапроновых мононитей. Рассасывающиеся мононити отличаются от нерассасывающихся большей толщиной, введены в структуру эндопротеза в продольном направлении и выполняют роль усиливающего компонента на момент имплантации эндопротеза. После деструкции рассасывающихся мононитей через 2–3 месяца в организме остаётся основная часть эндопротеза из нерассасывающихся полипропиленовых мононитей, также образующих сетчатую структуру. Вследствие этого при имплантации возможны все характерные для сетчатых эндопротезов осложнения. Кроме того, вектор поддержки при фиксации тазового дна направлен в нефизиологичном поперечном направлении.

Известна хирургическая сетка Proflex Mesh для реконструкции фасциальных дефектов. Она выполнена из бикомпонентной мононити, состоящей из двух типов волокон: небиоразлагаемых полипропиленовых и биоразлагаемых из сополимера гликолевой кислоты и капролактона. Указанная сетка имеет те же недостатки, что и предыдущий аналог.

Наиболее близким по технической сущности к разработанной системе является сетчатый эндопротез Vypro II, выполненный из равного количества скрученных биоразлагаемых полиглактиновых и небиоразлагаемых полипропиленовых мультифиламентных волокон. После рассасывания полиглактиновой составляющей в зоне операции остаётся полипропиленовая сетка, что также наделяет изделие всеми недостатками нерассасывающихся сетчатых имплантатов. Хирургическая сетка Vypro II ассоциирована с высокой частотой послеоперационных осложнений. Среди них отрыв сетки от апикального отдела (20%), экструзия сетки в полость влагалища (14%), развитие имплантат-ассоциированной тазовой боли, требующей удаления указанной хирургической сетки (18%). Срок наблюдения за пациентами составил 1 год [22]. Известно, что вектор внутрибрюшного давления направлен в области малого таза сверху вниз параллельно продольной оси позвоночника. Основную несущую функцию в апикальной зоне тазового дна обеспечивает крестцово-маточно-кардинальный связочный комплекс, в субуретральной — мембрана промежности. Обе эти структуры при ПТО и СНМ теряют структурную прочность, что приводит к каудальному (продольному или аксиальному) смещению тазовых органов. Разработанное изделие берёт на себя функцию аксиальной поддержки, замещая функцию повреждённого связочно-фасциального аппарата.

Разработанная биорезорбируемая система доставки полипропиленовых лигатур обеспечивает физиологичную продольную (аксиальную) поддержку апикального отдела тазового дна и потенциально способна снизить риск возникновения послеоперационных осложнений. Требуются дальнейшие исследования in vivo для оценки реакции живой ткани на имплантацию данного типа синтетических имплантов.