Глава 5 БИОДЕСТРУКЦИЯ ИМПЛАНТАТОВ 5.1. Особенности
реклама
Глава 5 БИОДЕСТРУКЦИЯ ИМПЛАНТАТОВ И. 6. Розанова 5.1. Особенности поведения имплантатов из полимерных материалов Положительная или отрицательная роль биодеструкции (синоним: биодеградация) в биосовместимости изделий медицинского назначения на длительных сроках имплантации определяется областью применения имплантата. Для изделий, предназначенных для замены жизненно важных органов или функций организма, например, протезы кровеносных сосудов и клапанов сердца, кардиостимуляторы, искусственное сердце и т. д., процесс биодеградации приводит к потере функциональных свойств имплантата. Материалы для таких имплантатов должны быть устойчивы к процессам биодеградации. Противоположные требования предъявляются к материалам (изделиям), предназначенным для временного функционирования в организме (полимерные носители лекарственных веществ, шовные нити, некоторые виды пластики мягких тканей). В этом случае биосовместимые материалы (изделия) должны обладать контролируемой биодеструкцией с образованием и удалением из организма биологически безопасных продуктов распада и постепенным замещением их естественными тканями. Очевидно, что необходимой предпосылкой реализации такого подхода является достаточно высокие регенераторные свойства самих тканей. При этом скорость разрушения организмом чужеродного материала не должна превышать скорость восстановления (регенерации) замещающих его тканей. При нарушении этого условия будут создаваться предпосылки замедления (прекращения) регенерации или преждевременной потери функции имплантата. Во временном аспекте эти процессы связаны с двумя периодами в "судьбе" имплантата: функциональным и пассивным. Во время первого периода имплантат выполняет функции тканей организма. Во втором периоде, в котором необходимость в функционировании имплантата в организме отпадает, существование материала связано, в основном, с процессами его биодеструкции и постепенного замещения собствен- 212 ными тканями в процессе регенерации. Второй период начинается несколько ранее окончания первого, поскольку часть материала изделия подвергается биодеструкции в первом периоде, и образующиеся продукты деструкции вовлекаются в цикл метаболических превращений. Во время функционального периода имплантат претерпевает процессы деградации, включающие в себя процессы физического разрушения материала под влиянием жидких сред, физикохимические превращения (набухание, изменение надмолекулярных структур, растворение и т.д.) и процессы биодеструкции, связанные с особенностью воздействия сред живого организма и вызывающие глубокие изменения химической структуры материала. Процессы физического разрушения имплантата, как результат функциональных нагрузок в условиях агрессивной биологической среды, по-видимому, подчиняются общим закономерностям разрушения твердых тел [11]. Значительно более специфичными являются процессы физико-химических и деструктивных изменений, происходящих в чужеродном материале под влиянием биологических сред, представляющих собой весьма сложные системы, содержащие растворы солей, микроэлементов, ферментов, аминокислот, липидов, витаминов, гормонов, Сахаров, а также клеточные элементы (эритроциты, тромбоциты и др.). Следует подчеркнуть тесную взаимосвязь процессов биодеградации и воспаления (Глава 4). Обнаружено, что для быстро деградируемых биоматериалов воспалительная реакция протекает более остро, чем для медленно деградируемых, и продукты деструкции влияют на все стадии процесса воспаления [20]. Продуктами биодеструкции имплантата могут быть естественные для живого организма вещества, которые включаются в метаболические циклы клеток. Например, при расщеплении полигликолида или полилактида образуются соответственно гликолевая и молочная кислоты, которые, в конечном итоге, подвергаются в организме распаду до углекислого газа и воды и выводятся из организма с мочой и выдыхаемым воздухом. В другом крайнем случае биоматериал разрушается до устойчивых к дальнейшей биодеградации веществ, которые не могут быть вовлечены в метаболические циклы клеток. В этом случае концентрация образовавшихся продуктов деструкции при попадании в кровяное русло не должна по токсикологическим характеристикам превышать установленный предельно допустимый уровень. Скорость биодеструкции биоматериалов в значительной степени зависит от "доступности" агрессивных сред к лабильным химическим связям в макромолекуле, что, в первую очередь, зависит от гидрофиль-ности поверхности материалов, их надмолекулярной организации и мак- 213 роструктуры, а также от природы реагента. По механизму разрушения биоматериала биологическими средами можно выделить следующие процессы биодеструкции имплантата: 1) гидролитическая деструкция: – неферментативный гидролиз, – ферментативный гидролиз, – окислительная деструкция, катализ ионами металлов; 2) клеточная деструкция; 3) бактериальная деструкция; 4) механодеструкция. По источникам компонентов, участвующих в деструктивном процессе, биодеструкцию имплантата можно разделить на два типа: неклеточная и клеточная. К первому типу относится неферментативный гидролиз, т.е. гидролитическая деструкция в слабых электролитных растворах, которыми является тканевая жидкость или сыворотка. К клеточному типу разрушения относятся все остальные процессы, поскольку именно клетки являются основными источниками ферментов, перекиси водорода. Кроме того, клетки утилизируют продукты распада биоматериала, обладая фагоцитарной активностью. Механические нагрузки и в том и в другом случае усиливают эффект протекающих процессов. Рассмотрим подробнее механизмы биодеструкции биоматериалов. 5.2. Гидролитическая деструкция Гидролитическое разрушение имплантата на основе полимерного материала или биоткани, повидимому, является основным процессом биодеструкции. Это связано, в первую очередь, с высокой химической активностью жидких сред организма, наличием в них разнообразных биологических катализаторов (ферментов), длительностью контакта полимера с живым организмом. Биологические среды характеризуются большим содержанием воды (в организме человека до 80 %) и солей (Таблица 5.1). 5.2.1. Неферментативный гидролиз Наличие в организме сред от сильно кислых до щелочных (Таблица 5.2) создает предпосылки весьма разнообразных гидролитических превращений в биоматериалах. Процессы гидролиза высокомолекулярных соединений, происходящие под влиянием ионов Н+ и ОН-, достаточно хорошо изучены на 214 Таблица 5.1. Средние концентрации различных веществ во внеклеточной жидкости примерах полимерных материалов различной природы [11]. Гидролитическая деструкция может сопровождаться гидролизом боковых цепей и функциональных групп, а также разрушением связей в основной цепи полимера. Концентрация гидролизующего реагента, оказывающая влияние на скорость гетерогенного Таблица 5.2. Величина рН биологических жидкостей гидролиза, как и в случае простого растворения, определяется кинетикой сорбции жидкой среды организма в массу материала и десорбции из него продуктов гидролиза. Особенности физической структуры материала предопределяют скорость и глубину процесса гидролиза (наличие кристаллических областей, ориентации, микропористость наполнителя). Это обстоятельство, в наибольшей степени проявляющееся именно при гетерогенном гидролизе, должно учитываться при прогнозировании свойств материалов для эндопротезирования. Наиболее заметное влияние на кинетику и направление течения процессов гидролитической деструкции, естественно, оказывает химическая природа биоматериалов. В Таблице 5.3 представлены значения константы скорости деструкции (k) шовных нитей из различных гетероцепных полимеров при длительной их инкубации в водной среде при 37 °С [5]. 215 Таблица 5.3. Скорость деструкции шовных нитей Установлен ряд количественных зависимостей гидролитической устойчивости различных полимеров, свидетельствующий о том, что природа боковых группировок в цепи линейных полимеров в значительной степени предопределяет скорость гидролитической деструкции. В ряду материалов, отличающихся только прородой боковых групп, наименее устойчивым к щелочному гидролизу оказался гомополимер на основе винилацетата (Таблица 5.4) [6]. Наибольший стабилизирующий эффект оказывает введение в цепь карбоцепного сополимера этиленовых группировок, наименьший эффект обнаружен для сополимеров с винилпропионатом. Одним из возможных факторов, оказывающих влияние на процессы гидролиза, является так называемый "эффект соседа", т. е. влияние группировок, образовавшихся в результате предшествующей стадии реакции, с участием соседнего звена на протекание каждого акта последующего превращения данного звена. "Эффект соседа" может проявляться как в гомогенных, так и в гетерогенных условиях, в которых его Таблица. 5.4. Устойчивость карбоцепных гомополимеров к щелочному гидролизу по боковым группам 216 влияние может регулировать стадию диффузии реагента в массу полимера. При исследовании деструкции полимеров и сополимеров винилпирролидона показано, что гидролиз его гомополимеров сопровождается образованием в полимерных цепях электрически заряженных функциональных групп [6]. Однако они не оказывают тормозящего влияния на течение гидролиза, так как расстояние между карбоксильными группами и соседними лактамными группами достаточно велико. Ионизированные группы расположены далеко друг от друга вдоль цепи и практически не влияют на форму макромолекул. Вследствие этого, кажущаяся константа скорости реакции гидролиза остается постоянной даже при глубоких степенях превращения (до 50 % и более). В случае гидролиза сополимеров винилпирролидона с органическими кислотами отрицательно заряженные звенья возникают в непосредственной близости от лактамного кольца и значительно изменяют энергию активации гидролиза (Таблица 5.5) [6] . Увеличение числа заряженных участков в макромолекуле гидролизуемого полимера может изменять константы скорости гидролиза и за счет конформационных перестроек макромолекул. Так, при гидролизе полиакриламида и его сополимеров установлены две стадии кинетического процесса гидролиза, границей между которыми является глубина превращения примерно в 40 — 50 %. На второй стадии процесс гидролиза протекает со скоростью примерно в 10 раз меньшей, чем в первой, несмотря на близкие энергии активации (Таблица 5.6). Это объясняется накоплением электростатически заряженных групп в основной цепи, приводящим к распрямлению макромолекулярных клубков. Влияние природы образующихся продуктов гидролиза на кинетику процесса проявляется в локализации деструктивных процессов. При изучении гидролиза полиэтилентерефталата в щелочной среде показано, что эта реакция протекает негомогенно в массе полимера. Полимер подвергается гидролизу только с поверхности, на которой образуются отрицательно заряженные карбокси-группы, отталкивающие атакующие группы ОН-. Таблица 5.5. Энергия активации (Еакт) щелочного гидролиза лактамов 217 Таблица 5.6. Константы скорости щелочного гидролиза (K) полиакриламида и его сополимеров Гетероцепные полимеры, особенно содержащие кислород или азот, наиболее подвержены гидролизу. В зависимости от структуры гидролиз может протекать как в кислой, так и в щелочной среде. Среди материалов, которые в условиях живого организма деградируют за счет процессов гидролиза, следует отметить полиамиды, полиуретаны, алифатические и ароматические полиэфиры. Исследования деструкции быстрорассасывающихся шовных полиэфирных нитей в различных буферных системах показали, что наиболее эффективными по своему воздействию являются фосфатные ионы. Потенциально каталитически активными оказались анионы многоосновных кислот, а анионы одноосновных кислот и катионы (Таблица 5.1) каталитически не активны [5]. Гидролитически устойчивые гомоцепные полимеры, тем не менее могут подвергаться разрушению в условиях живого организма. Энергия активации деградации этих высокомолекулярных полимеров, используемых в хирургии, колеблется от 30 до 90 ккал/моль. Для поддержания такой реакции необходимо тепло, УФ- или радиационное излучение, а также желательно присутствие кислорода. Поэтому полагали, что такие материалы, как полистирол, полиэтилен, полиметилметакрилат, полипропилен и др. будут достаточно стабильными на длительных сроках имплантации. Однако, при подкожной имплантации пленок перечисленных полимеров через 21 неделю и более наблюдается некоторое изменение молекулярной массы, а концентрация карбоксильных групп 218 увеличивается. Для изучения биодеградации полипропилена с добавками антиоксидантов и без них в условиях in vivo использовали химический анализ. Было показано, что уровень гидроксильных и карбоксильных групп не изменяется со временем имплантации для полипропилена, содержащего антиоксиданты. В то время как для просто полипропилена наблюдали изменения в распределении молекулярного веса. Концентрация гидроксильных групп увеличивалась, а после 90 дней имплантации были обнаружены и карбоксильные группы. Проведенное сравнение термоокислительной деструкции с данными, полученными в условиях in vivo, показало, что скорость деградации в условиях организма значительно выше, чем это предсказывает экстраполяция скорости высокотемпературного окисления к 37 °С. Таким образом, биодеструкция материалов происходит за счет нескольких протекающих почти одновременно или усиливающих друг друга реакций, т.е. в процесс биодеструкции включены и другие биологически активные компоненты - ферменты [50]. Таким образом, на гидролитическую деструкцию биоматериалов влияют состав окружающей среды, ее температура и рН, а также свойства самого материала, перечень которых приведен в Таблице 5.7. Таблица 5.7. Свойства биоматериалов, влияющие на их гидролитическую устойчивость 5.2.2. Ферментативный гидролиз В разрушении биоматериалов участвуют ферментативные системы окружающей образец среды. Большое количество исследований, проведенных в условиях in vitro с различными классами полимерных материалов показало, что ферменты участвуют в гидролитической и окислительной деструкции имплантатов из полимерных материалов и биоткани. Источником ферментов могут быть клетки, участвующие в воспалительном процессе: активированные макрофаги, нейтрофилы и др. В ос- 219 новном это гидролитические ферменты (гидролазы) и окислительные ферменты (оксиредуктазы). В Таблице 5.8 представлены возможные химические связи и группы, на которые действуют ферменты этих классов. Ферменты гликолиза сосредоточены, в основном, в растворимой фракции цитоплазмы клетки, а ферменты, катализирующие окислительные реакции - во фракции митохондрий. Термолабильность, или чувствительность структуры вещества к повышению температуры, является одним из характерных свойств ферментов, резко отличающих их от неорганических катализаторов. Оптимальной температурой для каталитического действия большинства ферментов теплокровных животных является 37 - 40 °С. Практически для всех ферментов имеется определенное значение рН, при котором их активность максимальна (Таблица 5.9). Высокая специфичность ферментов обусловлена конформационной и электростатической комплементарностью между молекулами субстрата и фермента и уникальной структурой активного центра фермента. Для проявления активности гидролитических ферментов наибольшее значение имеет тип химической связи в молекуле субстрата. Например, для пепсина местом действия является пептидная — СО— NH—связь, а липаза, катализирующая гидролиз жиров на глицерин и жирные кислоты, расщепляет сложноэфирную связь. Аналогичной групповой специфичностью обладают трипсин, химотрипсин, пептидазы и т.д. Приведенные особенности ферментов важны при моделировании экспериментов in vitro по ферментативному гидролизу биоматериалов, а также при анализе механизма биодеструкции материалов в зависимости от места имплантации, типа окружающих тканей и химической структуры материала. Таблица 5.8. Типы катализируемых реакций гидролазами и оксиредуктазами 220 Таблица 5.9. Оптимальные значения рН для некоторых ферментов Ферменты с эстеразной активностью наиболее эффективны при деструкции быстро и медленно деградируемых материалов. Скорость ферментативного гидролиза зависит от длины полимерной цепочки и плотности поперечной сшивки [33,37]. Для разрушения олигопептидных цепочек требуются специфические ферменты, и короткие цепочки могут являться стерическим препятствием для активности ферментов. Скорость диффузии фермента в набухающий или полностью разбухший материал (гидрогель) может быть снижена за счет нескольких факторов: стерического, гидродинамического и наличия специфического взаимодействия фермента с субстратом, т.е. с материалом. Наиболее существенным является именно последний фактор, так как именно избирательность взаимодействия может препятствовать прохождению одних ферментов и способствовать диффузии других [33]. 5.3. Окислительная деструкция и катализ ионами металлов Все органические полимеры склонны к автокаталитической реакции с кислородом. Скорость деградации полимера зависит, в значительной степени, от его структуры и присутствия катализаторов. Окислительная деструкция относится к цепной реакции, которая однажды начавшись, самораспространяется. Реакция инициирования приводит к образованию радикалов, которые могут сами спонтанно реагировать с молекулами полимера. Основные шаги такой реакции могут быть представлены следующим образом [44]: Инициация . . X PH ⎯⎯→ P+ H . или (1) . X PP ⎯⎯→ P+ P (2) 221 где Р - органический полимер, Х- может включать в себя радиацию, свет, тепло, ультразвук, механические нагрузки, металлические ионы и т.д. Таким образом, окисление обычно инициируется в процессе изготовления, обработки изделия. Окислительный процесс начинается с высвобождения атома водорода (протонирование) (уравнение 1). Когда материал подвергается механическим нагрузкам, то уравнение 2 может быть преобладающим. Инициация может быть случайной или происходить в специфическом месте. Инициация по закону случая наиболее вероятна для полимерных углеводородов таких, как полиэтилен, полипропилен. Шагом, определяющим скорость реакции, обычно является высвобождение атома водорода, которое зависит от типа СН – связи. Например, если атомы водорода относятся к карбоксильной, карбонильной или другой электрон-захватывающей группе, то они наиболее просто высвобождаются свободными радикалами. В этом случае инициация происходит в специфическом месте полимера, что свойственно для таких полимеров как полиамиды, полиэфиры. Продолжение цепи (образование гидроперекиси) . . P+ O2 → POO (3) . . POO + PH → POOH + P (4) Кислород всегда присутствует в окружающей среде и реакция между свободным радикалом полимера и кислородом крайне быстрая. Концентрация перекисных свободных радикалов выше, чем свободных радикалов полимера. С другой стороны, концентрация гидроперекиси в полимере так низка, что практически не определяется всеми доступными методами. Но даже при таком низком содержании они могут быть очень важны при последующем развитии деградации. Рост цепи Развитие цепной реакции обычно начинается с разрушения гидроперекисных групп. Однако гидроперекиси полимера резонансо-устойчивые, так что они могут существовать длительный период без разрушения. Они просто распадаются в присутствии катализаторов (Y), таких как свет, излучение, тепло, свободные радикалы или ионы металлов (уравнения 5-7). . . POOH → PO + OH (42 Ккал/моль) (5) . . POOH → P + OOH (70 Ккал/моль) (6) . . POOH → PO O + H (90 Ккал/моль) (7) 222 При обычных условиях поддерживается низкая энергия диссоциации (уравнение 5), хотя трудно сказать какие условия создаются при имплантации изделия или устройства. Типичный продукт деградации включает карбонильные и гидроксильные группы. Реакция может протекать по множеству путей и в зависимости от условий может иметь мало или много ступеней. Число путей распространения реакции, начатой одной и той же реакцией инициации, определяется как кинетическая длина цепи. Ниже приведен пример возможных прямонаправленных ступеней в кинетической длине цепи: . . PO + ' PH → POH + ' P (8) . . PO O + ' PH → POOH + ' P (9) . . POOH + ' P O → PO O + ' POOH . (10) . POOH + OH → PO O +Н2О (11) Обрыв В конечном счете наступает реакция обрыва цепи, создавая нереактивные продукты. Если парциальное давление кислорода низко (100 мм.рт.ст), то будут протекать следующие реакции: . PO O + Р' → POOP' (12) . P + Р' → РР' (13) . PO + Р' → РОР' (14) При таких условиях из-за недостатка кислорода реакция продолжаться не будет и кинетическая длина цепи будет короткой. Если же парциальное давление кислорода 200 мм.рт.ст. тогда основная реакция обрыва будет выглядеть так: . 2 PO O → POOP + O2 (15) Таким образом, некоторое количество кислорода, необходимое для поддержания реакции, регенерируется, увеличивая кинетическую длину цепи. По сравнению с окружающей средой давление кислорода в венозной системе и многих других органах значительно ниже и может показаться, что реакции окисления невозможны в среде живого организма. Однако, воспаление и . реакция на инородное тело способствуют высвобождению оксидантов, включая Н2О2, . O2и OH , прямо на поверхности имплантируемого изделия. Они могут взаимодействовать между собой, 223 с полимером или другими компонентами имплантата и кинетическую цепочку автоокисления можно представить в различных вариантах: . . O H +Н2О2 → Н2О + OOH Мn+ + (16) . OOH → (М-ООН)комплекс (17) . . OOH +Н2О2 → Н2О + О2 + O H . (18) . OOH → O 2+ Н+ (19) Образованные свободные радикалы имеют очень короткий полупериод жизни и могут быть эффективными только на короткой дистанции. Поэтому свободные радикалы кислорода обладают наибольшим действием при непосредственном контакте клетки с материалом [23]. Окисление будет инициироваться и распространяться с наружной стороны внутрь полимерного изделия, т.е. первоначально окисление будет наблюдаться в виде поверхностных дефектов. Более стабильные оксиданты, такие как Н2О2, могут мигрировать в биоматериал, расщепляя полимерные связи или воздействуя на металлические части протеза. В случае Н2О2 деградация может распространяться изнутри материала к поверхности. В качестве примера можно привести окисление, катализируемое ионами металлов в ранних моделях кардиостимуляторов, где для изоляции проводов использовали полиэфир полиуретаны [41]. Проводники из металлических сплавов внутри проводящей системы не влияют на полимерный материал при физиологических условиях. Однако присутствие Н2О2 и металлических сплавов может создавать синергическое ускорение автоокисления. Часть реакций протекает с окислением металлов. Это имеет значение, потому что некоторые из переходных металлов могут инициировать автоокисление: М (n+1) + + PH → . P + М n+ +H + (20) Кроме того, ионы металлов могут реагировать с пероксидами полимеров, способствуя распространению, реакции: М (n+1) + + POOH → М n++РОО+Н + М n+ + РООН → М (n+1) + + (21) . PO + НО - (22) Продукты коррозии металла могут реагировать с некоторыми продуктами деградации. Например, . М(n+1) ++CH2OH → M n++ RCHOH + H+ (23) М(n+1) + + RCHO → M n++ . RC =O + Н+ (24) В работе Stokes К. с соавт. [45] показано, что в условиях in vitro и in vivo окисление полиэфирполиуретанов катализируется ионами кобальта. 224 Клетки (нейтрофилы, макрофаги) продуцируют пероксиды при активации их поверхностью биоматериалов [22,23]. Было обнаружено, что при кратковременном контакте высвобождается большее количество пероксидов, чем после длительного контакта (Рис. 5.1) [23]. После двух дней контакта клеток с поверхностью полимерных материалов в адгезированных лейкоцитах содержится больше перекиси водорода, чем через семь. Кроме того, накопление и высвобождение перекиси водорода зависит от биосовместимости материала. В данном случае силиконовый эластомер является относительно инертным, а политетрафторэтилен вызывает значительную воспалительную реакцию. На способность лейкоцитов продуцировать активные кислородные радикалы влияет и тип адсорбированных на поверхности материала белков [24]. Наблюдаемое in vivo растрескивание нагруженных образцов полиуретанов может быть получено и в условиях in vitro инкубацией образцов в растворах с кислородсодержащими радикалами и определенными компонентами плазмы крови. Методом ИК-Фурье с МНПВО было установлено, что связи по склонности к разрыву при окислительной дест- Рис. 5.1. Уровень внутриклеточной перекиси водорода, продуцируемой лейкоцитами, адгезированными к поверхности политетрафторэтилена и силикона, через 2 и 7 дней подкожной имплантации крысам. 225 рукции полиэфируретанов расположены в следующей последовательности [42]: Эфирная > свободная уретановая > водородные уретановые > мочевинная Разрыв достаточно большого количества связей в полиэфируретане приводит к образованию низкомолекулярных продуктов распада, которые в последующем экстрагируются в окружающую среду. 5.4. Клеточная деструкция Имплантация любого инородного материала в мягкие ткани инициирует местную воспалительную реакцию (см. Главу 4), ранняя стадия которой характеризуется большим количеством полиморфоядерных лейкоцитов, а поздняя стадия контролируется моноядерными клетками, такими как макрофаги и лимфоциты. В ходе воспалительного процесса фагоцитирующие клетки мигрируют из сосудистой системы к месту имплантации. Клеточная миграция сопровождается продуцированием экссудата. Роль макрофагов в развитии грануляционной ткани и заживлении раны привлекает особое внимание из-за продолжительности жизни этих клеток и их склонности к адгезии к биоматериалу. Предполагают, что фагоцитирующие макрофаги ответственны за биодеградацию имплантируемых материалов. При адгезии макрофаги подвергаются морфологическим изменениям, вызванным перестройкой клеточной мембраны и активацией клетки. Активированные макрофаги высвобождают метаболические продукты, такие как перекись водорода и лизосомальные ферменты, концентрация которых на границе раздела клетка — материал резко возрастает. Таким образом, окислительная и ферментативная деградация биоматериалов наиболее вероятна в зоне взаимодействия клетки с имплантатом. Кроме того, эндоцитоз играет важную роль в биодеградации и в течении воспалительной реакции. Эндоцитоз — универсальное явление, характерное почти для любых клеток, но наиболее выражено для форменных элементов крови, макрофагов, для клеток злокачественных опухолей и т.д. При эндоцитозе определенный участок плазмолеммы захватывает, обволакивает внеклеточный материал, который таким образом попадает внутрь клетки. Сначала этот материал заключается в везикулу - сфероидную органеллу, образованную из фрагментов плазмолеммы; внутри клетки содержимое везикулы постепенно трансформируется [4]. Существует два варианта эндоцитоза: фагоцитоз, пиноцитоз (Рис. 5.2) [4]. Механизмы фагоцитоза и пиноцитоза во многом сходны и различаются по объему и массе за- 226 хватываемого вещества. При фагоцитозе захватываются более крупные частицы, чем при пиноцитозе. Поглощение частиц клеткой включает три этапа: 1) эндоцитоз; 2) трансформация захваченного материала (разложение субстратов до низкомолекулярных фрагментов); 3) удаление неперевариваемых остатков за пределы клетки (экскреция). Эндоцитоз активируется в присутствии поврежденных, отмерших клеток или в случае повреждения органа. Фагоцитоз является сложным процессом. Основные этапы фагоцитоза таковы. Поверхность определенных частиц узнается фагоцитом, который получает сигнал для узнава- Рис. 5.2. Два типа эндоцитоза: А - фагоцитоз; Б - пиноцитоз: 1 - последовательные фазы фагоцитоза: образование псевдоподий или «ловчих парусов». 2-4 последовательные фазы пиноцитоза: 2 - инвагинация плазмолеммы; 3 - эндоцитоз реснитчатой поверхности; 4 - пиноцитоз с образованием удлиненного узкого канала с захваченным материалом); стрелками указана промежуточная стадия образования пино-цитозных каналов; черными точками - адсорбционный пиноцитоз. 227 ния. Клетка передает сигнал в цитоплазму, затем происходит сорбция частицы плазмолеммой, формирование псевдоподий и обволакивание ими этой частицы. Наконец, осуществляется слияние верхушек псевдоподий, в основе которого лежит межмембранное взаимодействие. Фагоцитозу нередко предшествует взаимодействие частиц с опсонинами. Оп-сонины - белки сыворотки крови, ответственные за антибактериальную, антивирусную и антиопухолевую сопротивляемость организма (иммунноглобулины, комплемент, фибронектин). Дополнительно облегчают фагоцитоз опсонированных частиц лимфокины - белки, секретируемые Т-лимфоцитами. Фагоцит лучше поглощает гидрофобные частицы, чем гидрофильные (по отношению к поверхности фагоцита) [4]. Если объект несколько великоват относительно клетки, он может быть поглощен клеткой в случае большей ее активации. При этом клетка распластывается на поверхности такого объекта до тех пор, пока он полностью не будет ею захвачен. Для полимерных имплантатов наблюдалось, как макрофаг атакует материал, адгезируя и распластываясь на его поверхности. Если полимерная поверхность безгранично большая по сравнению с адгезированной клеткой, то это делает фагоцитоз одной клеткой невыполнимым. Поэтому образование многоядерных ГКИТ путем слияния цитоплазм можно рассматривать как усилия клеток переварить или разрушить инородный материал, высвобождая содержимое фагосомальных гранул: ионы водорода, ферменты, окислительные радикалы и т. д. [21]. Наиболее детально изучены процессы клеточной биодеградации полиэфируретановых эластомеров [43,52,53]. Появление микротрещин на поверхности образцов зависит от остаточного напряжения в исходном образце, от состава окружающей образец среды, а также от химической, физической и морфологической структуры полиэфируретанов. Известно, что взаимодействие живого организма и биоматериала может влиять на биостабильность имплантата. Процессы, происходящие на границе раздела биоматериал - среда организма, достаточно сложные и включают в себя как изменения в биоматериале под воздействием окружающей среды, так и ответную реакцию организма на присутствие чужеродного материала. Для того, чтобы оценить влияние клеточных компонентов среды на биодеградацию материала, проводились эксперименты in vivo с использованием специально изготовленной камеры [29]. Образцы материалов в камерах, выполненных в виде сетчатого цилиндра из нержавеющей стали, имплантировали подкожно на спину мышам. Поры занимают от 35 % до 59 % от всей поверхности цилиндра. Наличие камеры исключало формирование соединительнотканной капсулы непосредственно вокруг образца материала. Одним из основных преимуществ этой системы яв- 228 ляется возможность исследовать биосовместимость и биостабильность материалов с точки зрения клеточной реакции, взаимодействия клеток с образцом, высвобождения внутриклеточных компонентов. Кроме того, воспалительную реакцию можно усиливать или подавлять введением в камеру активаторов или ингибиторов. Например, для усиления воспалительной реакции в камеру, помимо исследуемого образца, помещали цитотоксичный ПВХ, а для подавления реакции вместо ПВХ вводили образец силиконовой резины с добавкой антивоспалительного стероида. Для ускорения процессов деструкции образцы перед имплантацией подвергали циклическим нагрузкам. Анализировали как поверхность самого образца, так и содержимое камер. Такие целенаправленные исследования позволили авторам сделать ряд интересных заключений об участии клеток в процессе биодеградации. В частности, методом СЭМ исследована взаимосвязь между положением клетки на поверхности и появлением микротрещин. Трещины и некоторые углубления были обнаружены непосредственно под удаленными с поверхности ГКИТ после 5 и 10 недель имплантации. В местах отсутствия адгезированных ГКИТ растрескивания поверхности не наблюдалось [29]. При относительно больших размерах ГКИТ микротрещины появляются обычно по всему пространству образца под клеткой. В случае небольших клеток растрескивание происходит по их периметру. Дефект на поверхности полимерного имплантата, вызванный ГКИТ, всегда соответствует ее форме, порой весьма сложной, что связано с высвобождением клетками лизирующих материал специфических веществ [12]. Природа этих соединений в настоящее время не известна. Возможно, эту роль могут выполнять протеиназы широкого спектра действия. Показано, что с увеличением времени имплантации преобладающими среди адгезированных клеток становятся именно ГКИТ. Более того, ГКИТ создают в 20 - 30 раз больше кислородсодержащих свободных радикалов, чем макрофаги при реакции на зимозан [53]. Таким образом, в области адгезированной ГКИТ может происходить усиленная окислительная деструкция. Усиление или ингибирование воспалительной реакции организма достигается помещением в камеру соответственно цитотоксичного материала или материала с антивоспалительными стероидами. При усиленной местной реакции в экссудате камеры увеличивается количество лейкоцитов и отмечается большее количество поврежденных клеток из-за высвобождения цитотоксических веществ. Со временем концентрация макрофагов и уровень лизосомальных ферментов в экссудате растет. Мигрируя к месту воспаления, полиморфоядерные лейкоциты! И макрофаги подвергаются процессу деструкции, включая активацию, внутриклеточное перераспределение ферментов, и, наконец, гибель 229 клетки, ее фрагментацию, высвобождение ферментов, ионов металлов, окислительных радикалов. Антивоспалительные стероиды ингибируют накопление лейкоцитов, макрофагов, лимфоцитов в экссудате. С другой стороны, это подавляет процесс заживления, т.е. образование соединительнотканной капсулы вокруг имплантированной камеры. Кроме того, природа материала, его склонность к деградации влияют на морфологию фагоцитирующих клеток [25]. ПТФЭ и полилактиды (исходный и предварительно подвергнутые γ-радиационной деструкции) вводили в брюшную полость мышам в виде спиртовой суспензии частиц размером, не превышающим 38 мкм. Морфология фагоцитирующих клеток при контакте с ПТФЭ и необработанным полилактидом практически не отличается от морфологии клеток при введении одного суспензирующего раствора. Однако при контакте с предварительно разрушенным образцом полилактида фагоцитирующие клетки демонстрировали признаки повреждения, лизиса и гибели из-за захвата большого количества частиц полимера. Таким образом, биорезорбция полимерного материала в организме связана, в основном, с клетками двух типов - макрофагами, осуществляющими фагоцитоз мельчайших частиц полимера, и гигантскими клетками инородных тел, осуществляющими его лизис. "Доля" клеточного компонента биодеструкции обычно тем сильнее выражена, чем больше развита поверхность полимера, например, у пористо-губчатых имплантатов или на более поздних этапах деструкции полимеров, когда их поверхность также увеличивается. Эта закономерность сохраняется для полимеров тривиального состава, как правило, подвергающихся неферментативному гидролизу, и полимеров, способных подвергаться специфическому ферментативному расщеплению. Во всех случаях процессу клеточной резорбции обычно предшествует неклеточная деструкция, приводящая в той или иной степени к разрушению полимерного имплантата [12]. 5.5. Бактериальная деградация Многие виды синтетических полимеров, содержащие различные типы связей - эфирные, амидные, мочевинные, уретановые, - подвержены биодеструкции под воздействием большого количества разнообразных микроорганизмов. Последние, по-видимому, способны утилизировать продукты деструкции полимеров, включая их в различные метаболические циклы. Поскольку большинство микроорганизмов не способны к пиноцитозу и фагоцитозу, то основная стратегия ассимиляции ими макромолекулярных веществ связана с выделением во внешнюю среду внеклеточ- 230 ных ферментов, которые, как правило, являются деполимеразами и обладают низкой специфичностью. В частности, среди секретируемых ферментов наиболее распространены протеазы трех классов - сериновые, металло- и кислые протеазы, рН-оптимум которых лежит в щелочной (рН 8,0-11,0), нейтральной (рН 6,0 - 7,8) или кислой (рН 2,5 -3,5) среде, соответственно. После расщепления «внеклеточного» полимерного субстрата низкомолекулярные продукты могут усваиваться микроорганизмами. Пленки полиэфируретанмочевины на основе политетраметиленгликоля (ММ 2000), дифенилметан-4,4'-диизоцианата и этилендиамина (удлинителя цепи) в молярном соотношении 2,5 : 3,5 : 1,0 подвергались воздействию растворов протеолитического фермента папаина в течение 1 мес при температуре 25 °С со сменой инкубационной среды каждые двое суток. Методами ИКспектроскопии, рентгеноструктурного анализа и хроматографии было выявлено ферментативное расщепление уретановых и мочевинных связей, а также неферментативный гидролиз сложноэфирных связей [30]. Бактерии, инфицирующие раневую поверхность, могут существенно изменять скорость деградации имплантата. В клинической практике отмечалась разная скорость рассасывания шовных материалов, таких как кетгут и полигликолевая кислота, в инфицированной и неинфицированной ранах [50]. Показано, что бактериальные клетки содержат ферментные системы, которым требуется кислород и которые способны к окислительной деструкции полимера с образованием окисленных структур [48]. Таким образом, присутствие бактерий в области имплантата может ускорять процесс биодеградации за счет ферментативной и окислительной деструкции. 5.6. Механодеструкция Изделия медицинского назначения подвергаются механическим нагрузкам в процессе изготовления и некоторые из них (клапаны сердца, сосуды, сухожилия и др.) во время функционирования в организме. Механические нагрузки могут приводить к механодеструкции и к механоактивации. Механическая деструкция полимеров — снижение молекулярной массы полимеров при механических воздействиях, вызванное разрывами упруго деформированных макромолекул. При механоактинации химических процессов разложения, замещения, присоединения и т.д., в отличие от механодеструкции, механические силы не инициируют процесс деструкции, а только снижают энергию активации. Например, 231 эффект механической обработки может проявиться при последующем взаимодействии изделия с компонентами среды. Как правило, деструкция отображает суммарное действие ряда взаимосвязанных факторов, и только по преимущественному действию одного из них различают вид деструкции. Механическая деструкция не является исключением. Учитывая особенности биодеструкции материалов в среде организма, можно схематически представить механохимический процесс, как совокупность следующих элементарных реакций: – образование реакционной цепи, или механоинициирование; – рост реакционной цепи, развитие цепного процесса в самых разнообразных направлениях в зависимости от условий (температура, состав среды, строение макроцепей и макрорадикалов); – обрыв реакционной цепи, образование конечных стабильных продуктов механохимических превращений данного биоматериала и окружающей среды. При изготовлении изделий в материале могут возникать преднапряженные состояния, технологические дефекты (микротрещины, пузырьки воздуха), которые при взаимодействия имплантата со средой живого организма способны инициировать и ускорять последующие гидролитические и окислительные реакции биодеструкции. Первичным актом разрушения является перенапряжение химической связи под влиянием механического поля. В кристаллических полимерных материалах они возникают в аморфных участках и приводят к появлению зародышевых трещин (субмикротрещин) с размерами от 10 до 103 Å. Эти трещины могут сливаться с образованием более крупных микротрещин. Субмикротрещины и микротрещины возникают не мгновенно после приложения нагрузки, а через некоторое время. Затем образуются новые трещины. Поэтому в образце одновременно имеются трещины самых различных размеров. Инициирование биодеструкции имплантата и сам процесс биодеструкции может происходить за счет внутренних и внешних напряжений. Механическая деструкция не обладает четкой специфичностью. Химическая природа материала, в связи с влиянием на механические свойства, влияет и на скорость деструкции. Однако, какие группы атомов определяют эти механические свойства, по-видимому, не имеет значения. Механические нагрузки играют значительную роль в биодеструкции, а тем самым и долговечности некоторых имплантатов, таких как протезы клапанов сердца. Так как выделить влияние только механических нагрузок на биодеструкцию имплантата в организме достаточно трудно, то проводятся эксперименты in vivo и in vitro с образцами, предварительно подвергав- 232 шимися одноосному или двуосному напряжению [43, 53]. Предварительно нагруженные образцы полимерных материалов были в большей степени склонны к гидролитической и окислительной деградации, чем ненагруженные. Причем изменения скорости и степени биодеградации при одноосном напряжении меньше, чем при двуосном. С другой стороны механические нагрузки определенной интенсивности могут приводить в материалах, например, в полиэфируретанах, к упорядочению их структуры. Это выражалось в уплотнении полиэфирных сегментов за счет ориентации, что снижало проницаемость материала относительно окислительных агентов, в частности, кислорода [41]. Постоянные статические или динамические нагрузки могут вызвать фрагментацию материала с последующим поглощением продуктов распада клетками. 5.7. Методы исследования биодеградации биоматериалов Для выявления механизмов биодеградации имплантатов из различных материалов с целью прогнозирования и регулирования сроков службы медицинских изделий проводят целенаправленные испытания в условиях in vitro и in vivo. Основные регистрируемые параметры при исследовании процессов биодеструкции представлены в Таблице 5.10. Эксперименты in vitro В экспериментах in vitro моделируют воздействие одного или нескольких факторов деградации, например, механического и окислительного, ферментативного и гидролитического и т. д. [32,42]. Для этого образец материала помещают на сроки до 1 года в определенного состава жидкость, имитирующую ту или иную биологическую среду или действие ее компонентов (Таблица 5. 11). При проведении механических испытаний образцы материалов подвергают статическим, динамическим, циклическим нагрузкам на воздухе или в одной из перечисленных сред [28, 40]. С целью ускорения процессов деградации и уменьшения сроков пребывания в модельных средах образцы до инкубации подвергают механическим нагрузкам [43,53]. Эксперименты in vivo Исследования биостабильности материалов в условиях, близких к естественным, с одной стороны, и стремление определить основные факторы биодеградации, с другой, требуют поиска специальных эксперимен- 233 Таблица 5. 10. Параметры, характеризующие изменения физико-химических свойств при биодеградации изделия (материала) в условиях in vitro и in vivo тальных приемов, например, использование пористых камер из различных материалов. [26,29]. Преимуществом данной системы является ограничение механического внедрения окружающих тканей в образец и возможность накапливать экссудат с клетками, участвующими в воспалительном процессе. Кроме того, процесс воспаления можно усилить или подавить, вводя в камеру цитотоксические агенты или антивоспалительные лекарства. Камеры с мембранами из ПЭТФ с размером пор от 0,4 мкм до 12 мкм [26, 38] позволяют исследовать биодеградацию материала без прямого контакта клеток реципиента с поверхностью имплантата. Как и в экспериментах in vitro, в условиях in vivo также пытаются сократить сроки испытаний материалов на биостабильность. Для этого образцы материала подвергают статическим, динамическим нагрузкам, а иногда и процессу дробления перед имплантацией [29, 52]. 234 Таблица 5. 11. Среды для исследования биодеградации материалов в условиях in vitro 5.8. Особенности деградации некоторых биоматериалов Материалы на основе полигликолевой и полилактидной кислот Эти биодеградируемые материалы обычно используют для изготовления шовных материалов. Точный механизм деградации этих материалов п организме до конца не ясен. Сравнение опубликованных данных по биодеструкции полилактидов и полигликолидов затруднено из-за различий молекулярных масс, химической чистоты исходных образцов и 235 технологии изготовления нитей. Однако широко бытует мнение, что разрыв цепочек происходит за счет простой реакции гидролиза, хотя в организме присутствует кроме воды много других компонентов (анионы, катионы, ферменты), которые могут влиять на кинетику процесса [28]. При использовании шовных нитей из полигликолида наблюдается потеря прочности этих нитей уже через 20 дней имплантации. Макрокинетическая кривая потери массы в организме имеет сложный вид: незначительные изменения на начальных этапах после имплантации и резкое увеличение потери массы после 20 дней (Рис. 5.3) [5]. Изменения молекулярной массы и кристалличности наблюдаются только через 40 -60 дней. Типичный коммерческий полигликолит имеет степень кристалличности 80 %, с размерами эллипсоидных кристаллов 70 - 80 Å. Адсорбция воды происходит так же, как и для гидрофильных материалов. Вода предпочтительно проникает в доступные аморфные области и там гидролизует эфирные связи. Это инициирует снижение механических свойств образцов без изменения массы. Последующая деградация аморфных областей влияет на кристалличность, и скорость потери массы становится значительной. Таким образом, процесс биодеградации материалов на основе полилактида и полигликолида можно разделить на две фазы. В течение первой фазы, которая длится 20 дней, в аморфных областях происходит разрыв эфирных связей. При этом выделяется некоторое количество гликолевой кислоты. После того, как аморфные области почти полностью будут разрушены, гидролиз начнется в кристаллических областях. В этот период отмечается снижение высвобождения гликолевой кислоты (степень кристалличности максимальна). Вторая фаза протекает значительно медленнее, так как кристаллические области подвергаются гидролизу с трудом. По мере развития второй фазы количество выделяемой гликолевой кислоты увеличивается [31, 50]. Поли-3-гидроксибутират (ПОБ) ПОБ — бактериальный полимер, продуцируемый различными видами прокариотидных клеток для поддержания необходимых условий их роста. По своей химической структуре ПОБ является типичным полиэфиром с повторяющимися звеньями 3-гидроксимасляной кислоты, за счет гидроксильных и карбоксильных групп которой отдельные мономеры в цепи связаны между собой сложной эфирной связью. В нормальных условиях ПОБ относительно не реакционноспособен. Существует тесная взаимосвязь между условиями получения и основными свойствами ПОБ. Направленным подбором и регулированием параметров процесса выделения полимера можно достичь его получения с необходимым для определенной области использования комплексом свойств. Биодеградация ПОБ - это истинная биодеградация, в результате которой полимер полностью превращается в двуокись углерода и энергию, такими 236 Рис. 5.3. Зависимость массы нитей полигликолида от времени имплантации и обработки в модельных средах с рН = 7,4 при 37 °С: 1 - 1 М фосфатный буфер; 2 - подкожная клетчатка кролика; 3 - вода. микроорганизмами, как бактерии. Разрушение начинается с проникновения бактерий, которые выделяют ферменты на поверхности полимера. Затем ферменты медленно гидролизуют полимер до олигомера, разрывая эфирные связи до образования растворимой молекулы βгидроксимасляной кислоты. Растворимые продукты разложения адсорбируются через стенки клеток и метаболизируются [49]. Это отличает ПОБ от многих биодеструктируемых полимеров. Способность к биодеградации и биосовместимость являются основной предпосылкой применения данного полимера в качестве протезов, шовных нитей, носителей лекарственных препаратов, пролонгирующих их действие. Полиэтилентерефталат (ПЭТФ) ПЭТФ является одним из ароматических полиэфиров, используемых в медицине, особенно для изготовления протезов кровеносных сосудов. 237 Основным механизмом деградации ПЭТФ в кислой и щелочной средах является процесс гидролиза. Так как диффузия воды в полимер достаточно медленная, деградация протекает во внешней диффузионно-кинетической области с малой скоростью. Стойкий к гидролизу в воде ПЭТФ распадается по S-типу (с поверхности) в основных средах (скорость реакции много больше скорости диффузии агрессивной среды) и по V-типу (по объему) - в кислых средах (скорость реакции много меньше скорости диффузии агрессивной среды). После 8 лет имплантации собакам, кроликам и человеку прочность сетки из ПЭТФ снижалась наполовину и изменений молекулярной массы практически не обнаружено. Образцы тканных протезов из этого материала, находившиеся в инфицированных условиях, обнаружили полную потерю прочности на 2 - 3 месяц пребывания в организме с резким изменением молекулярной массы, обусловленным распадом сложноэфирных связей в аморфных областях [7]. Данный эффект связывают с локальным изменением рН и повышением активности лизосомальных ферментов, сопровождающих воспалительную реакцию. Полиамиды Гетероцепные полимеры, содержащие аминогруппы, являются нестабильными в водной среде и особенно в биологических средах. Показано, например, что найлоновая ткань теряет до 80 % прочности после трех лет имплантации. В зависимости от степени абсорбции воды некоторые найлоны являются и гидрофильными, и гидролизуемыми. Биодеградация поликапроамида сопровождается гидролизом амидных связей. Причем этот процесс очень сильно зависит от рН среды и ее компонентов (ионов фосфатов, карбонатов, бикарбонатов и др.) [7,12, 50]. На биодеградацию полимеров этого класса влияют такие ферменты, как папаин, трипсин, хемотрипсин. Эстеразы каталитического действия не оказывают. Полиамиды достаточно быстро деградируют в тканях, которые воспалены и когда инфильтрат содержит большое количество высвобождаемых клетками ферментов. Возможно, что ферменты снижают энергию активации разрыва связи С - N. Лизосомальная деградация поли (α-аминокислот) зависит от их структуры, соотношения гидрофильных и гидрофобных областей [17]. Гидролитическая нестабильность амидных связей в синтетических полимерах позволяет создавать материалы с заданными сроками рассасывания, которые используются в качестве шовных нитей или как депо для лекарственных препаратов пролонгированного действия [19]. Сегментированные полиэфируретаны (СИУ) СПУ — микрофазноразделенные системы с чередованием уретановых (жестких) и олигоэфирных (мягких) блоков. Свойства СПУ можно варь- 238 ировать в широких пределах, что позволяет получать различные медицинские изделия с достаточно высокой гемосовместимостью (Глава 7). СПУ подразделяют на полиуретаны на основе простых эфиров и на основе сложных олигоэфиров. Известно, что в СПУ на основе простых эфиров простая эфирная, уретановая и мочевинная связи подвергаются гидролизу. Полиуретаны со сложными олигоэфирами склонны к окислительной деградации. Биодеградация СПУ осуществляется в результате сочетания различных процессов: неферментативный и ферментативный гидролиз, окислительная и клеточная деструкция, механодеструкция. В зависимости от физической и химической структуры СПУ и функциональных особенностей имплантата какой-либо из процессов может быть преобладающим. Так, например, на основании динамики разрушения в модельных средах и при имплантации различных химических связей в СПУ на основе сложных олигоэфиров был сделан вывод о возможности регулирования скорости биодеструкции путем изменения концентрации сложноэфирных групп [8,12,14]. К настоящему времени общепризнано, что основным механизмом биодеградации СПУ является окислительная деструкция [35, 39, 42, 51]. К такому выводу приводит анализ изменения физико-химических и механических свойств СПУ после различных сроков пребывания их в организме и в модельных средах, имитирующих состав тканевой жидкости. При исследовании изолирующего покрытия из СПУ на кардиостимуляторах было установлено два механизма, ответственных за растрескивание покрытия [41]. Первая стадия деградации СПУ заключается в окислительной реакции, катализируемой ионами металла оснастки самого кардиостимулятора. Затем происходит растрескивание СПУ под действием окружающей среды и напряжения. Преднапряженное состояние в материале может возникнуть во время технологического процесса. Исследования деградации одно- или двуосно-нагруженных СПУ без добавок стабилизаторов в среде с 20 % содержанием перекиси водорода и 0,1 М хлорида кобальта в течение 20 дней при 37 °С показали, что двуосное растяжение образцов приводит к значительным их повреждениям [43]. Чем меньше содержание эфирных групп в СПУ, тем больше резистентность материала к растрескиванию. Существует определенная избирательная устойчивость СПУ по отношению к окислительным и гидролитическим ферментам. СПУ на основе полиэфиров с молекулярным весом 1000 деградировали под действием эстеразы, папаина, фицина, хемотрипсина, трипсина, в то же время были стабильны относительно коллагеназы и оксидазы [46]. Липиды (фосфатидилхолин и холестерин) оказывают значительное влияние на биодеструкцию СПУ [46]. При инкубации СПУ в растворе липидов в течение 28 дней при 37 °С наблюдали увеличение веса и сни- 239 жение прочностных свойств образцов. Молекулы липидов адсорбируются не только на поверхности материала, но и диффундируют в его объем. Блоксополимер на основе СПУ и ПДМС после пребывания в ли-пидной среде деградировал полностью. Регуляция сроков деградации изделий из СПУ проводится различными путями: изменением соотношения мягких и жестких сегментов, введением в рецептуру ПУ антиоксидантных добавок, подбором сшивающих агентов и т.д. Силиконы Основной проблемой при клиническом применении имплантатов из силиконовых материалов является диффузия из протеза продуктов различной химической природы, высвобождаемых в результате окислительной и гидролитической деструкции полимера. Например, использование инъекционных силиконовых компаундов при протезировании мягких тканей приводит к миграции материала в ткани капсулы, окружающей имплантат [1, 2, 9]. Показано, что силиконовые компаунды подвергаются окислительной и гидролитической деструкции [49]. Нагревание ПДМС в физиологическом растворе приводит к гидрофилиза-ции поверхности образца. Обнаружено также, что через 1 месяц имплантации гидрофобная поверхность становится гидрофильной. Предполагается, что это происходит за счет гидролиза связей Si — О— Si в соответствии с реакцией: ≡Si - О- Si≡ +Н2О ⎯гидролиз ⎯⎯ ⎯→ ≡Si - ОН + НО - Si≡ В результате такой реакции на поверхности полимера образуются силанольные группы (SiOH) [49]. Кинетические исследования изменения физико-химических характеристик в экспериментах in vivo и in vitro показали, что на ранних стадиях происходит вымывание олигомеров с более высокой скоростью, чем на поздних, после двух месяцев имплантации [36]. Биологические ткани Под биологическими протезами понимают имплантаты из тканей биологического происхождения, обработанных химическим путем для придания им резистентности к биодеструкции. Использование биологических ауто-, алло- и ксеногенных тканей выдвигает на первый план решение вопросов иммуногенности, разработки методик консервации и стерилизации. Методики консервации и стерилизации, снижая выраженность иммуногенных свойств, не должны существенно влиять на морфологическую целостность, механическую прочность и функциональ- 240 ную полноценность биологического материала. Химическая модификация существенно повышает биостабильность коллагенсодержащих материалов, таких как ткани перикарда, створки клапанов, артерии, коллаген кожи и т.д. Считается, что молекулы нативного коллагена устойчивы к действию известных протеолитических ферментов: трипсина, папаина, химотрипсина, проназы. Однако после денатурации коллаген легко расщепляется этими ферментами. Устойчивость к ферментам в нативном виде объясняется особым строением трехспиральной молекулы коллагена, пептидные связи в которой недоступны действию протеаз. Разрушение тройной спирали при денатурации приводит к легкому расщеплению ферментами. Единственным ферментом, оказывающим истинное пептидазное действие на нативной коллаген, является бактериальная коллагеназа. Этот фермент ввиду строгой специфичности своего действия используется при изучении структуры коллагена, но не связан с деструкцией коллагена в организме, если не считать случаи анаэробной инфекции [13,15]. Новый этап в проблеме исследования катаболизма коллагена начался после того, как был выделен специфический фермент — тканевая коллагеназа, способная расщеплять коллаген в физиологических условиях. В результате предложен механизм возможной деградации нативного коллагена в организме [15]. Под действием ряда факторов, например, механических нагрузок, изменения рН в кислую сторону, происходит разрыв водородных связей и "развертывание" спиральных цепей, что устраняет стерические препятствия к действию тканевых протеаз, особенно коллагенолитического катепсина, способного атаковать спиральную часть молекулы при кислом рН. Имплантированный в организм гетерогенный коллаген подвергался резорбции, интенсивность и скорость которой зависели от места имплантации, формы и структуры коллагеновых материалов, а также степени межмолекулярной сшивки. Наиболее быстрому лизису подвергался коллаген при внутрибрюшинной имплантации и более медленному — при подкожной имплантации, что было связано с большей активностью экссудативной и пролиферативной реакций. Пленочные и волокнистые материалы деградировали медленней, чем пористые.так как в последнем случае имелся наибольший контакт ткани организма с имплантатом. Резорбция имплантированного коллагенсодержащего материала имела в основном клеточный характер, причем главную роль в этом процессе играли макрофаги [13]. Нейтрофильные лейкоциты принимали заметное участие только в деградации нативного коллагена, в котором очень слабо развиты межмолекулярные связи. В резорбции коллагена участвуют также и многоядерные гигантские клетки инородных тел. 241 Если биологическая ткань используется для изготовления протезов, которые будут подвергаться в организме постоянным или циклическим нагрузкам, то особое внимание должно быть уделено сохранению механических свойств. Механические нагрузки приводят к разволокнению биологической ткани и возможному разрыву связей, создавая условия облегченного доступа к наиболее слабым местам связи гидролитических и ферментативных агентов окружающей среды. С целью повышения биостабильности коллагенпроизводных материалов широко используются различные методы консервации, позволяющие производить поперечную сшивку молекул коллагена [18, 34]. Чаще всего используется обработка биологических тканей глутаровым альдегидом (ГА) [10]. Фиксация ГА происходит через аминогруппы белка. Степень вне- и внутримолекулярной поперечной сшивки зависит от концентрации фиксирующего раствора. Избыток ГА может приводить к обострению воспалительной реакции, а недостаток - усиливает биодеградацию, антигенность и способствует потере механических свойств. Кроме того, было установлено, что фиксация ГА провоцирует появление кальциевых отложений и потерю функциональных свойств. Наибольший интерес при разработке новых методов фиксации биотканей представляют консервирующие агенты из класса эпоксисоединений [16, 27, 47]. Теоретической основой использования диэпоксисоединений является наличие в их структуре двух концевых эпоксигрупп, способных реагировать с аминогруппами коллагена с образованием поперечных связей. Показано, что для консервации биопротезов клапанов сердца целесообразно использовать смесь мономерных и полимерных эпоксидов с различной длиной карбоновой цепи и разветвленной структурой. Данный подход обеспечивает как внутри и межмолекулярную, так и внутрифибриллярную сшивку коллагена, что увеличивает биостойкость имплантата. Литература 1. Адамян А.А. Основные направления и перспективы в создании и клиниче ском применении полимерных имплантатов. Биосовместимость, 1994, 2, 97-107. 2. Брусова Л.А., Острецова Н.И. Силиконы в пластической хирургии лица. Отдаленные результаты инъекционного метода. Биосовместимость, 1993, 4, 233-241. 242 3. Воронкова О.С. Некоторые закономерности разрушения поликапроамида в живом организме. Дисс. на соиск. уч.ст. канд. хим. наук. М., 1971, 121. 4. Глебов Р.Н. Эндоцитоз и экзоцитоз. М., Высш. Шк., 1987. 5. Гумаргалиева К.З. Деструкция полимеров в биологически активных и модельных средах. Кинетические аспекты. Дисс. на соиск. уч. ст. док. хим. наук. Москва, 1997. 6. Давыдов А.Б. Биосовместимые полимерные материалы для эндопротезирования. 1976, 5-30. 7. Даурова Т.Т., Воронкова О.С, Андреев С.Д. и др. Кинетические закономерности деструкции полиэтилентерефталата в тканях организма. Доклады Академии Наук СССР, 1976, 231, 919-920. 8. Липатова Т.Э., Алексеева Т.Т., Бакало Л.А. и др. Химическое строение линейных полиуретанов и скорость их деструкции в физиологическом растворе и в организме животного. Полимеры в медицине (Вроцлав), 1980, 10, 19-29. 9. Лукомский Г.И., Шехтер А.Б., Лопатин В.В. и др. Поиск путей профилактики капсулярной контрактуры после пластики молочных желез силиконовыми протезами. Биосовместимость, 1994, 2, 125 - 137. 10. Малиновский Н.Н., Константинов Б.А., Дземешкевич С.Л. Биологические протезы клапанов сердца. М., Медицина, 1988. 11. Моисеев Ю.В., Заиков Г.Е. Химическая стойкость полимеров в агрессивных средах. М., Химия, 1979. 12. Пхакадзе Г.А. Биодеструктируемые полимеры. Киев, Наукова Думка, 1990. 13. Серов В.В., Шехтер А.Б. Соединительная ткань. М., Медицина, 1981. 14. Хи Т. Биодеградация и канцерогенность полиэфируретанов (обзор). Биосовместимость, 1993, 1, 43-56. 15. Хилькин A.M., Шехтер А.Б., Истранов Л.П., Леменев В.Л. Коллаген и его применение в медицине. М., Медицина, 1976. 16. Шапошников Ф.Р. Эпоксисоединения в консервации биологических протезов клапанов сердца (экспериментальное исследование). Дисс. на соиск. уч. ст. канд. мед. наук., Москва, 1992. 17. Anderson J.M., Gibbons D.F., Martin R.L. Hiltner A., Woods R. The potential for poly-a-amino acids as biomaterials. J.Biomed.Mater.Res.Symp., 1974, 5,197-207. 18. Blazewicz S., Wajler C, Chlopek J. Static and dynamic fatigue properties of carbon ligament prosthesis. J. Biomed. Mater. Res., 1996, 32, 215-219. 19. Chiu H-C, Kopeckova P., Deshmane S.S., Kopecek J. Lysosomal degradability of poly(a-amino acids). J.Biomed.Mater.Res., 1997, 34, 381-392. 20. Galgut P., Waite I., Smith R. Tissue reaction to biodegradable and non-degradable membranes placed subcutaneously in rats, observed longitudinally over a period of 4 weeks. J. Oral Rehabil., 1996, 23, 1721. 21. Henson P.M. Mechanism of exocytosis in phagocytic inflammotory cells. Am. J. Pathol.,1980, 101,494-511. 22. Kaplan S.S., Basford R.E., Mora E., Jeong M.H., Simmons R.L. Biomaterial-induced alteration of neutrophil superoxide production. J.Biomed.Mater.Res., 1992, 26, 1039-1051. 23. Krause T.J., Robertson F.M., Greco R.S. Measurement of intracellular hydrogen peroxide induced by 243 biomaterials implanted in a rodent air pouch. J. Biomed. Mater. Res., 1993, 27, 65-69. 24. Kuwahara Т., Markert M., and Wauters J. Proteins adsorbed on hemodialysis membranes modulate neutrophil activation. Artif. Organs, 1989, 13, 427-431. 25. Lam K.H., Schakenraad J.M. Esselbrugge H., Feijen J. et al. The effect of phagocytosis of poly(Llactic acid) fragments on cellular morphology and viability. J. Biomed. Mater. Res., 1993, 27,1569-1577. 26. Landesman R., Reddi A.H. in vivo analysis of the half-Hfe of the osteoinductive potential of demineralized bone matrix using diffussion chamber. Calcif.Tissue Int., 1989,45, 348-353. 27. Lee J.M., Pereira C.A., Kan W.K. Effect of molecular structure of poly(glycidil ether) reagents on crosslinking and mechanical properties of bovine pericardial xenograft materials. J.Biomed.Mater.Res., 1994, 28, 981-992. 28. Mainil-Varlet P., Curtis R., Gogolewski S. Effect of in vivo and in vitro degradation on molecular and mechanical properties of various low-molecular-weight polylactides. J.Biomed.Mater.Res., 1997, 36, 360 - 380. 29. MarchantR.E., Hiltner A., HamlinC. etal. in v/vobiocompatibility studies: I. The cage implant system and a biodegradable hydrogel. J.Biomed.Mater.Res., 1983, 17, 301-325. 30. Marchant R.E., Zhao Q., Anderson J.M. et al Degradation of poly(etherarethane urea) elastomer: infra-red and XPS studies. Polymer, 1987, 28, 2032-2039. 31. Mauduit J., Perouse E., \fert M. Hydrolytic degradation of films prepared from blends of high and low molecular weight poly(DL-lactic acid)s. J.Biomed. Mater. Res., 1996, 30, 201-207. 32. Maurin N., Daty N., Guernier C. et al An in vivo study of the biodegradation of the hydrophilic Mitrathane(r). J. Biomed. Mater. Res., 1997, 34, 73-78. 33. Park K. Enzyme-digestible swelling hydrogels as platforms for long-term oral drug delivery: synthesis and characterization. Biomaterials, 1988, 8, 435-441. 34. Pereira C.A., Lee J.M., Haberer S.A. Effect of alternative crosslinking methods on the low strain rate viscoelastic properties of bovine pericardial bioprosthetic material. J. Biomed. Mater. Res., 1990, 24, 345361. 35. Pol B.J.M., van Wachem Р.В., van der Does L., Bantjes A. In vivo testing of crosslinked polyether. II. Weight loss, IR analysis, and swelling behavior after implantation. J.Biomed.Mater.Res., 1996, 32, 321331. 36. Raimondi M.L., Sassara C, Bellobono I.R., Matturri L. Kinetic study of release of silicon compounds frompolysiloxane tissue expander. J. Biomed. Mater. Res., 1995, 29, 59-63. 37. Ratner B.D., Gladhill K.W., Horbett ТА. Analysis of in vitro enzymatic and oxiditive degradation of polyurethanes. J.Biomed.Mater.Res., 1988, 22, 509-527. 38. Rozanova I.B., Michenko B.P., Zaitsev V.A., Vasin S.L., Sevastianov V.I. The effect of cells on biomaterials calcification: experiments with diffusion chamber. J. Biomed. Mater. Res., 1991, 25, 277280. 39. Santerre J.P., LabowR.S., DuguayD.G. et al Biodegradation evalution of polyether and polyesterurethanes with oxiditive and hydrolytic enzymes. J. Biomed. Mater. Res., 1994, 28,1187-1199. 40. Schubert M.A., Wiggins M.J., Anderson J.M., Hiltner A. Comparison of two antioxidants for poly(etherurethane urea) in an accelerated in vitro biodegradation system. J. Biomed. Mater. Res., 1997, 244 34, 493-505. 41. Schubert M.A., Wiggins M.J., Anderson J.M., Hiltner A. Role of oxygen in biodegradation of poly(ethemrethane urea) elastomers. J. Biomed. Mater. Res., 1997, 34, 519-530. 42. Schubert M.A., Wiggins M.J., Schaefer M.P. et al. Oxiditive biodegradation mechanism of biaxially strained poly(etherurethane urea) elastomers. J. Biomed. Mater. Res., 1995, 29, 337-347. 43. Schubert M.A.,WigginsM.J.,AndersonJ.M., Hiltner A. The effect of strain state on the biostability of a poly(etherarethane urea) elastomer. J.Biomed.Mater.Res., 1997, 35,319-328. 44. Stokes K. Biodegradation.Cardiovasc. Pathol., 1993, 2, 11 IS - 119S. 45. Stokes K., Urbanski P., Upton J. The in vivo-oxidation of polyether polyurethanes by metal ions. J. Biomater. Sci. Polym. Edn., 1990,1, 207-230. 46. Takahara A., Hergenrother R.W., Coury A.J., Cooper S.L. Effect of soft segment chemistry on the biostability of segmented polyurethanes. II. In vitro hydrolytic degradation and lipid sorption. J. Biomed. Mater. Res., 1992, 26, 810-819. 47. Tu R., Lu C-L., Shen S-H. et al. A preliminary study of the reaction mechanism of collagen fixtion with a polyepoxy fixative. Int. J. Artif. Organs, 1992, 15, 560-563. 48. Wasserbauer R., Beranova M., Vancurova D., Dolezel B. Biodegradation of polyethelene foils by bacterial and liver homogenates. Biomaterials, 1990, 11, 36-40. 49. West J.K. Theoretical analysis of hydrolysis of polydimetylsiloxane (PDMS). J.Biomed. Mater. Res., 1997, 35, 505-511. 50. Williams D.F. The role of active species within tissue in degradation processes. In : Degradable materials: Perspective, Issues and Opportunities. Barenberg S.A., Brash J.L., Narayan R., Redpath A.E. (eds). CRC Press, USA, 1990, 323-355. 51. WuY.K., LodoenG.A., Anderson J.M., BaerE., HiltnerA. Creep of poly(etherarethane urea) in an oxidative environment. J.Biomed.Mater.Res., 1994, 28, 515-522. 52. Zhao Q., Agger M.P., Fitzpatrick M., Anderson J.M., Hiltner A., Stokes K., Urbanski P. Cellular interaction with biomaterials: in vivo cracking of pre-stressed Pellethane 2363-80A. J.Biomed. Mater. Res., 1990, 24, 621-637. 53. Zhao Q., Topham N., Anderson J.M. et al. Foreigh-body cells and polyurethane biostability: in vivo correlation of cell adhesion and surface cracking. J. Biomed. Mater. Res., 1991, 25, 177-185. 54. Zhao Q.H., McNally A.K., Rubin K.R. et al. Human plasma a2-macroglobulin promotes in vitro oxiditive stress cracking of Pellethane 2363-80A: in vivo and in vitro correlations. J. Biomed. Mater. Res., 1993, 27, 379-389. 245
