Биоинженерия / Тестирование_бионаноматериалов / mat_prop

В течение пролиферативной (или фибробластической) фазы делящиеся фибробласты под влиянием хемотаксиса мигрируют к имплантанту, окружая его рядами. Фибробласты участвуют в образовании коллагеновых волокон, в результате чего спустя 5-10 сут от начала воспаления вокруг инородного тела образуется соединительнотканная капсула. Последняя изолирует инородное тело от окружающих тканей. Формирующаяся вокруг биосовместимых материалов капсула, как правило тонкая, а вокруг гистотоксических материалов образуется толстая и плотная капсула. По мере накопления фибробластов и коллагена их рост тормозится в результате взаимодействия волокон и клеток, последнее сопровождается синтезом в клетках ингибиторов роста (кейлонов), разрушению фибробластов, а также превращению их в неактивные фиброциты и фиброкласты, которые фагоцитируют коллагеновые волокна. В результате этих процессов происходит перейстройка (ремоделяция) и инволюция соединительной ткани с истончением капсулы. При имплантации биоактивных неразрушаемых материалов в ходе формирования капсулы реализуется стадия образования грануляционной ткани (5-10 сут), в ходе которой, помимо пролиферации, происходит активное образование капилляров, этому способствуют воспалительная реакция и тканевая гипоксия, усиливающие рост сосудов. Последующее созревание и фиброзная трансформация грануляционной ткани ведут к регрессии капилляров и сокращению соединительной ткани. Зрелая капсула, как правило, сравнительно небольшой толщины с доминирующими зрелыми фибробластами и фиброцитами, с преобладанием волокнистых элементов макрикса над клетками, сравнительно небольшим количеством сосудов, со сформированным узким макрофагальным барьером на границе капсулы и имиплантанта с включением гигантских клеток.

При имплантировании биодеструктивных материалов процессы эволюции капсулы вокруг имплантанта имеют иной характер. Макрофагальная реакция, следующая после нейтрофильной, не ослабевает, а, наоборот, усиливается. Это имеет место потому, что макрофаги и гигантские клетки инородных тел фагоцитируют и резорбируют биодеструктвиные материалы (Пхаказдзе, 1990; Marchant et al., 1983; Zhao et al., 1992; Kao et al., 1994). Ведущея роль в образование гигантских многоядерных клеток (ГКИТ) принадлежит макрофагам, фагоцитирующим материал имплантанта. Установлено, что ГКИТ образуются на поверхности или вокруг частиц имплантированного материала в результате слияния адгезированных макрофагов, а также при делениии ядер макрофагов без клеточного деления (Хрущев с соавт., 1978; Rhee et al., 1979) и резорбируют материал (Пхакадзе, 1990).

Реакция на инородное тело с временным развитием грануляционной ткани с поcледующим созреванием в фиброзную можно считать нормальной реакцией на относительно биосовместимый материал (Шехтер, Розанова, 1999). Длительность этого процесса зависит от природы материалы и кинетики его деструкции, и может протекать от нескольких дней и недель до нескольких лет и постепенно завершаться замещением имплантанта соединительной тканью, которая в свою очередь подвержена частичной или полной инволюции. В итоге в месте имплантанта формируется рубцовая ткань или полностью регенерированная исходная ткань. В случае неблагоприятного развития могут иметь место плохое кровоснабжение толстой и плотной фиброзной капсулы и аккумуляция токсичных продуктов обмена, возникновение опухолей, кальцификация и инфицирование.

Основными факторами, определяющими течение процессов воспаления и капсулообразования являются химический состав, структура материала, форма имплантанта, а также место его имплантирования. Однако, несмотря на очевидную важность данных исследований для оценки бисовместимост биодеструктивных материалов, пока еще очень мало данных, характеризующих динамику течения тканевых процессов, включая учет и описания участвующих в этих процессах типов клеток, а также длительности отдельных фаз.

В последние годы стали появляться результаты исследования отдельных факторов, определяющих картину воспаления и регенерации тканей в месте имплантации. Показано, что низкомолекулярные и легко вымываемые продукты влияют на начальную стадию воспаления (лейкоцитарную), а механические нагрузки на имплантант определяют адгезию макрофагов и слияние их в ГКИТ (Kao et al., 1994). На примере Satowhite^® установлено, что введение в качестве добавок в основную массу полимера антиоксидантов снижает первоначальную адгезию макрофагов и скорость их слияния в ГКИТ; а введение в состав Methacrol^® противовспенивающего агента может увеличивать начальную плотность макрофагов (Wu et al., 1991). На примере политетрафторэтилена показано, что на тканевую реакцию влияют пористость материала (Salzmann et al., 1997); при исследовании полилактидов обнаружено влияние степени кристалличности (Park and Gima, 1996), а у полиуретанов - поверхностного заряда (Hunt et al., 1996). Тканевая реакция на акриловые полимеры, используемые в стоматологии, связаны со степенью их полимеризации (Волошин с соавт., 1998), а тканевая реакция на коллаген существенно зависит от его чистоты (Хилькин с соавт., 1976). В наибольшей степени реакции тканей изучена на имплантирование изделий из разрушающихся полиуретанов (Пхакадзе, 1990; Zhao et al., 1992; Kao et al., 1994). По отношению ко многим новым полимерам и композитам – потенциальному источнику материалов для аллопластики, сведения, касающиеся их взаимодействия с тканями, крайне ограничены.

Еще в меньшей степени исследованы взаимодействия в системе «полимер-ткань» в количественном аспекте. Вместе с тем, данные методы весьма информативны (Яценко с соавт., 1986; Морфологические и биохимические аспекты…, 1987; Пхакадзе, 1990; Malm et al., 1992a,b;1994). При морфометрических исследованиях реакции тканей на имплантант и течения регенеративных процессов показательными явлются: среднее значение соединительной капсулы (параметр отражает интесивность соединительнотканной реакции в зоне имплантации), индекс фиброзности (характеристика удельного объема коллагеновых волокон в новообразовательной соединительной ткани), рядность фибробластов (показатель активности продукционной реакции в месте имплантации), профильный размер фибробластов (показатель их зрелости), макрофагально-капсулярные отношение (показатель интенсивности хронического воспаления), сосудисто-капсулярные отношения (показатель интенсивности кровоснабжения в новообразовательной ткани.

Исследование биодеструкции материалов и имплантантов. Разработка и изучение новых биодеструктивных полимерных материалов представляет особую, более сложную проблему, т.к., саморазрушающиеся имплантированные материалы и медицинские изделия должны отвечать не только обязательным требованиям биологического порядка и иметь необходимые механо-физические характеристики. Важнейшим моментом для применения биодеструктвиных имплантантов является знание механизма и кинетики биодеструкции конкретного материала в конкретных условиях внутренней среды организма. Такие материалы должны обладать контролируемой биодеструкцией с образованием и удалением (или абсорбцией) организмом биологически безопасных продуктов распада с постепенным замещением их регенерированными тканями. При этом скорость биодеструкции материала должна соответствовать скорости регенеративных процессов в тканях (Пхакадзе, 1990; Розанова, 1999; Amass et al., 1998). Биодеструкция материалов в биологических средах реализуется по нескольким механизмам. Среди них, - гидролитическая деструкция (неферментативный и ферментативный гидролиз, катализ ионами металлов и окислительная деструкция); клеточная деструкция (с участием макрофагов и гигантских клеток инородных тел), бактериальная деградация (разрушение и потребление биоматериала микроорганизмами в качестве субстрата с помощью комплекса деполимеризующих ферментов) и механодеструкция (разрушение материала или эксплуатируемого изделия под воздействием механических нагрузок).

Исследование кинетики биодеструкции медицинских материалов и анализ стабильности (или изменения) прочностных свойств проводят в условиях in vitro и in vivo. В системах in vitro моделируют возможные факторы деградации, имеющие место в организме. Для этого изделия помещают на длительные сроки в среды, моделирующие ту или иную биологическую жидкость (кровь, лимфу, желудочный сок, желчь и т.д.) и исследуют в ходе экспозиции материала убыль массы, изменение структуры поверхности, кинетику вымывания низкомолекуляных соединений, динамику прочностных свойств (Методические указания.- МУ25.1-001-86; Пхакадзе, 1990; Биосовместимость, 1999). При исследовании механодеструкции материалы и изделия подвергают различным механическим нагрузкам (статическим, динамическим, циклическим).

Для исследования биодеструкции материалов in vivo необходимы специальные, достаточно сложные эксперименты. Материал непосредственно имплантируют лабораторным животным (подкожно, внутрибрюшинно) или размещают в специальные диффузионные камеры, которые также помещают in vivo. Последнее позволяет исследовать закономерности деградации материла без прямого контакта с тканями реципиента. Такие камеры изготавливают из силикона или металлических сеток. Это препятствует образованию фиброзной капсулы вокруг имплантанта (что имеет место при непосредственном контакте материала с тканями) и позволяет количественно оценить скорость деструкции материала, определить тип и количество участвующих в процессе деструкции клеток, исследовать влияние на этот процесс ряда факторов (воспалительных реакций, цитотоксических или противовоспалительных агентов) (Розанова, 1999).

Испытания на склонность к кальцификации (то есть образование кальцийсодержащих отложений на поверхности или в объеме имплантируемых изделий) проводят доступными физико-химическими, радиоиммунными, биохимическими и гистологическими методами) in vitro (анализируют отсутствие накопления кальция в ходе инкубации материала в крови) и in vivo (по анализу отложений кальция (фосфатов) в течение 3-4 недель имплантации для биоткани и 4-6 недель – для других полимерных материалов (Розанова, Васин, 1999).

Таким образом, для изучения биосовместимости новых материалов необходим комплексный подход с использованием различных методов изучения общих ответных реакций организма, морфологических и биохимических процессов в тканях, контактирующих с материалом, а также биодеструкции собственно материала и (или) медицинского изделия.

3. Полиоксиалканоаты (ПОА)- новый класс биоразрушаемых и

биосовместимых полиэфиров природного происхождения

Полиоксиалканаоты (ПОА) -новый класс биополимеров, которые синтезируют прокариотические микроорганизмы в специфических условиях роста. С данными полимерами связаны большие надежды, так как помимо термопластичности аналогично полипропилену и полиэтилену, ПОА обладают антиоксидантными и оптическими свойствами, пьезоэлектрическим эффектом и, самое главное, они разрушаются в окружающей среде, а также характеризуются биосовместимостью. Это делает их перспективными для применения в медицине (хирургические и одноразовые материалы), фармакологии (пролонгация действия лекарственных веществ), а также в других сферах (Anderson, Dawes, 1990; Brandl et al., 1990; Byron, 1992; Lee, 1996; Braunegg et al., 1998; Madison, Huisman, 1999; Sudesh, Doi, 2000).