Глава 4 ТКАНЕВАЯ РЕАКЦИЯ НА ИМПЛАНТАТ 4.1. Методы
реклама
Глава 4 ТКАНЕВАЯ РЕАКЦИЯ НА ИМПЛАНТАТ А.Б. Шехтер, И.Б. Розанова Имплантация в организм любого чужеродного материала, в том числе биологических тканей, вызывает воспалительно-репаративную реакцию, которая является выражением защитной и репаративной функций соединительной ткани. Воспалительный процесс в окружающей ткани ведет к пролиферации фибробластов, которые продуцируют коллагеновые волокна и другие компоненты экстрацеллюлярного матрикса. Формируется соединительнотканная капсула, изолирующая инородное тело. Исключением являются только материалы, подвергающиеся быстрой биодеградации и/или полной макрофагальной резорбции без формирования капсулы. Интенсивность воспаления зависит от степени биосовмесгамости имплантируемых материалов. Именно поэтому биоматериалы, предназначенные для медицинской практики, обязательно проходят токсикологические и морфологические исследования в условиях, максимально приближающихся к их конкретному использованию. 4.1. Методы исследования Выбор наиболее подходящего материала для эндопротезирования – весьма сложная задача, для решения которой используют исследования in vivo и in vitro. Оба указанных подхода не являются идеальными. В опытах in vivo обычно наблюдается значительный разброс экспериментальных данных, и ощущаются затруднения в их интерпретации. Эксперименты требуют (что немаловажно) длительного времени и больших материальных затрат. Кроме того, полностью воспроизвести патологические состояния человека на животных практически невозможно. С другой стороны, в условиях in vitro нельзя учесть многие факторы воздействия биоматериалов на ткани и целостный организм. Однако такие модельные исследования пригодны для предварительного скрининга и обладают следующими преимуществами: — обычно не дорогостоящие и легко воспроизводимые; 174 — дают возможность получить количественные результаты; — позволяют исключить влияние индивидуальных побочных факторов (измененного кровотока, действия эндокринной системы, иммунной реактивности, сезонных особенностей обмена веществ и др.) — позволяют выделить влияние конкретного фактора на процесс, усиливая или изолируя его действие (биологически активные вещества, различные типы клеток и т.д.). Для оценки взаимодействия биоматериалов с тканями организма в качестве упрощенных моделей все чаще применяют культуры клеток и тканей, которые особенно перспективны для предварительной оценки (экспресс-методы) биосовместимости материалов. 4.1.1. Исследования in vitro Исследования в условиях in vitro, в основном, сводятся к изучению реакции клеток (жизнеспособность, высвобождение специфических компонентов, таких как цитокины, факторы роста и др.) на инородный материал. Эксперименты проводят на различных клетках: сперматозоидах, фибробластах, моноцитах, лимфоцитах, макрофагах. Стремление быстро и точно дать токсикологическую оценку полимерам медицинского назначения привело многих ученых к мысли о возможности использования для этой цели вытяжек (экстрактов) из синтетических материалов. Так, предложено оценивать воздействие экстрактов из полимерных материалов на подвижность сперматозоидов свежего разбавленного семени племенного быка. Оказалось, что сперматозоиды чувствительны даже к самым малым количествам токсических соединений, экстрагируемых из полимеров [33]. Метод пригоден для предварительной токсикологической оценки различных материалов медицинского назначения (Глава 2). Кроме сперматозоидов, в подобных тестах применяют культуры человеческих клеток HF, мышиных клеток L929, клеток куриного эмбриона, а также эритроциты человека (гемолитический тест). Экспериментальные данные свидетельствуют о хорошем соответствии результатов, полученных при использовании различных культур клеток. Количественную оценку местного токсического (гистотоксического)действия биоматериалов проводят с помощью культуры клеток фибробластов подкожной клетчатки белых беспородных крыс [2]. Данный клеточной культуры выгодно отличается от культивируемых клеточных линий, поскольку метаболизм последних существенно отличается 175 от нормальных клеток организма. Такие клетки как моноциты и лимфоциты обычно выделяются из венозной крови здоровых доноров методом поэтапного центрифугирования. Эндотелиальные клетки изолируют из стенок сосудов после ферментативной обработки с последующим центрифугированием. При оценке гистотоксичности из биоматериала готовят вытяжку путем экспозиции образца в питательной культуральной среде и определяют жизнеспособность клеток гистохимическими (например, окраска трипановым синим) или радиоизотопными методами (по накоплению клетками 3Н-тимидина). В условиях in vitro наибольший интерес представляют исследования факторов, влияющих на воспаление. Среди медиаторов, определяющих весь ход событий при воспалении после повреждения, различают плазменные (гуморальные) и тканевые (клеточные). К медиаторам плазменного происхождения относят калликреин-кининовую систему, систему комплемента и систему свертывания крови (Глава 1). Происхождение тканевых медиаторов связано со многими клетками: полиморфоядерными лейкоцитами, тучными клетками (лаброцитами), базофилами, тромбоцитами, макрофагами, лимфоцитами, фибробластами и др. Эти клетки продуцируют во внеклеточную среду такие медиаторы, как вазоактивные амины (гистамин, серотонин), простагландины, нейтральные протеазы, а также лимфокины, монокины, фиброкины, получившие общее название цитокинов. После контакта культуральных клеток с биоматериалом или вытяжкой из него методом радиоиммунного анализа определяется уровень высвобождаемых медиаторов. Повышение уровня медиаторов в окружающей биоматериал среде приводит к активации или повреждению клеток и сказывается на течении воспалительного процесса. Поэтому во многих тестах, проводимых в условиях in vitro, помимо определения жизнеспособности тех или иных клеток измеряют уровень тканевых медиаторов [25]. 4.1.2. Исследования in vivo Наиболее распространенные экспериментальные исследования на животных заключаются в следующем. Биоматериал в виде пленок, нитей, губок, пластин, гранул, геля или изделий (например, сосудов, катетеров и т. д.) имплантируются в соответствующие органы и ткани (подкожно, внутримышечно, внутрибрюшинно, в сосуды, а материалы, предназначенные для офтальмологии в область глаза и т.д.) на различные сроки в зависимости от поставленных задач и склонности материала к деструк- 176 ции. Гистологические, гистохимические и электронномикроскопические, а также биохимические, иммунологические и др. исследования проводятся не только относительно местной реакции тканей на имплантируемый материал в динамике опыта, но и органов, в которых возможно накопление продуктов деструкции. Рис. 4.1. Изменение состава клеток со временем на границе раздела биоматериал/ткань при нормальной реакции на инородное тело. Интересным представляется подход к изучению клеточного состава воспалительного экссудата с использованием камеры из металлической сетки в виде цилиндра длиной 3,5 см и диаметром 1 см, которая препятствует образованию соединительнотканной капсулы непосредственно вокруг образца. Поры в таких конструкциях занимают от 35 % до 59 % от всей поверхности системы [20, 34]. Камеры с образцами биоматериалов внутри имплантируются подкожно мелким животным (крысы, мыши) на различные сроки. Анализируются компоненты воспалительного экссудата по составу и количеству клеток, активность лизосомальных ферментов. Затем на этих же сроках исследуют поверхности иссеченных образцов методами световой и электронной микроскопии. Определяют количество, плотность (количество клеток на единице площади образца) и тип адгезированных на поверхность клеток [32]. Результаты подобных экспериментов позволили продемонстрировать, каким образом изменяется со временем клеточный состав на границе раздела биоматериал/окружающие ткани (Рис. 4.1) [17]. 177 4.2. Клеточные и межклеточные элементы, участвующие в тканевой реакции Воспаление - сложная эволюционно выработанная реакция организма, которая возникает в ответ на внедрение в организм механических, химических или бактериальных агентов, вызывающих более или менее выраженное повреждение тканей. Особенность воспаления как биологического процесса заключается в его защитно-приспособительной функции, которая состоит в сосудистомезенхимальной реакции на повреждение, направленной на ликвидацию или изоляцию повреждающего агента и восстановление поврежденных тканей. В этом смысле воспаление и регенерация (репарация) являются неразрывными компонентами целостной тканевой реакции на повреждение [15]. При развитии воспаления наблюдаются общие (системные) реакции организма, как например, повышение температуры, изменения в крови и др., и местные реакции, представляющие собой комплекс физиологических, морфологических, биохимических и физикохимических изменений в очаге воспаления. Изменения в клеточном составе являются только одной из сторон развития местного воспалительного процесса. В Таблице 4.1 представлена характеристика основных клеточных элементов, участвующих и взаимодействующих в воспалительно-репаративном процессе (дополнительная информация представлена в Главе 1). Таблица 4.1. Клеточные элементы крови соединительной ткани, участвующие в воспалительнорепаративном процессе и краткая их характеристика 178 179 Продолжение 180 Кроме клеточных элементов важнейшую роль при воспалительно-репаративном процессе играют компоненты экстрацеллюлярного матрикса, продуцируемые фибробластами [8,13]. К ним относятся кол- 181 лагены I – XIV типов, из которых основное значение имеют коллагены I и III типов, формирующие коллагеновые волокна (в незрелой ткани превалирует коллаген III типа, а в зрелой I типа), а также коллаген IV типа, входящий в базальные мембраны сосудов. Основная функция коллагеновых структур – механическая прочность соединительной ткани, а эластичность ее обеспечивается эластическими волокнами, состоящими из белка эластина и гликопротеиновых микрофибрилл. Кислые гликозоаминогликаны (гиалуроновая кислота, хондроитинсульфаты трех типов, гепарин, кератансульфат, дерматансульфат, гепарансульфат, бигликан, декорин) представляют углеводные компоненты матрикса, которые существуют в виде сложных углеводнобелковых комплексов, называемых протеогликанами. Их функция — обеспечение проницаемости матрикса, связывание воды, депонирование ряда веществ. Важную роль в матриксе играют также гликопротеиновые молекулы, многие из которых обнаружены только в последние годы [6]. Фибронектин осуществляет связь матрикса с клетками и присутствует в базальных мембранах. Интегрины соединяют фибронектин с мембраной фибробласта и цитоскелетом клетки. Ламинин и нидоген (энтактин) формируют комплекс, который связывается с коллагеном IV типа в базальных мембранах. SPARC, тенасцин и тромбосподин участвуют в клеточно-матриксном взаимодействии. 4.3. Фазы воспалительно-репаративной реакции и образование капсулы вокруг имплантатов Имплантация искусственных органов или биоматериалов, сопровождающаяся хирургической процедурой, вызывает ответную реакцию организма на повреждение и на инороднее тело. Такое воспаление называется асептическим в отличие от септического, при котором в очаг воспаления попадают микробы, являющиеся дополнительным раздражителем. Обычно выделяют три основные стадии воспаления: альтерация (повреждение), экссудация и пролиферация, которая одновременно является и первой стадией репаративной регенерации (Рис. 4.2). Экссудативную и пролиферативную стадии воспаления иногда по клеточному составу и преимущественной клеточной функции разделяют на нейтрофильную, макрофагическую и фибробластическую фазы. Имплантация инородного тела вызывает повреждение тканей. При этом в результате некроза и дистрофии клеток и ткани выделяются токсические продукты, а также особые вазоактивные и хемотаксические вещества, которые вызывают расширение кровеносных сосудов, повыше- 182 Рис. 4.2. Кинетика воспалительно-репаративной реакции. ние проницаемости капилляров для жидкой части крови, развитие отека (серозной и фибринозной экссудации), и привлекают ПЯЛ в очаг воспаления (хемотаксис). На этой стадии важную роль играют тромбоциты и тучные клетки. Первые генерируют тромбоксаны и тромбоцитарный активирующий фактор, стимулируя хемотаксис нейтрофилов эозинофилов и макрофагов, вторые продуцируют вазоактивные амины 183 воздействующие на свертывающую систему крови и взаимодействующие с нейтрофилами, эозинофилами, лимфоцитами. Нейтрофильная фаза. Уже через 1—3 часа от начала воспаления ПЯЛ эмигрируют через стенки капилляров в соединительную ткань, передвигаются по направлению к источнику раздражения и окружают его со всех сторон, образуя через 6-12 часов от начала воспаления ясно выраженный лейкоцитарный вал. Эмиграция нейтрофильных лейкоцитов интенсивно нарастает, и к концу первых суток лейкоцитарный вал достигает максимальной величины. Этот этап называется нейтрофильной фазой воспаления. С этого времени процессы эмиграции нейтрофильных лейкоцитов из сосудов почти прекращаются, лейкоцитарный вал начинает постепенно уменьшаться в размерах. Образующие его нейтрофильные лейкоциты распадаются. В очаге воспаления накапливаются недоокисленные продукты, среди которых, прежде всего, следует отметить молочную кислоту; развивается ацидоз: рН с 7,2 — 7,4 понижается до 7,0 — 6,8; происходит перекисное окисление липидов, появляется холин, активные кислородные радикалы. Под влиянием этих факторов происходит стимуляция образования макрофагов из эмигрировавших из сосудов моноцитов и замена ими нейтрофильных лейкоцитов. Все перечисленные выше процессы характерны для острого воспаления. Активация воспалительных клеток, полагают, появляется после адгезии клеток к поверхности инородного материала или за счет взаимодействий клетка - клетка или клетка - медиатор [30]. Адгезивные и неадгезивные явления между клетками в экссудате и адсорбция белков на поверхности биоматериала могут привести к появлению внеклеточных ферментов, высвобождаемых по механизму экзоцитоза или лизиса клеток. Показано, что ПЯЛ изменяются и адгезируют при контакте с полимерной поверхностью в течение гемодиализа, плазмафереза, при кардиопульмональном шунтировании [27,23, 36]. Внеклеточное высвобождение содержимого специфических гранул ПЯЛ значительно увеличивается, когда клетки адгезированы на поверхности найлона или стекла в условиях in vitro [45,46]. Эта активация поверхностью в дальнейшем усиливается добавлением активированного компонента С5а системы комплемента, известного хемотаксического агента. Высвобождение содержимого специфических гранул активирует систему комплемента в сыворотке и генерирует хемотаксический агент С5а (Рис. 4.3) [17]. Индуцированная поверхностью активация комплемента может быть ответственна за накопление воспалительных клеток на поверхности имплантата [43]. В нейтрофильной фазе воспаления ПЯЛ играют основную роль в межклеточном взаимодействии. Продукты их секреции и распада акти- 184 вируют кроме системы комплемента, также хемотаксис макрофагов, взаимодействуют с IgG и IgA, калликреин-кининовой системой, системой свертывания и фибринолиза, фактором Хагемана, производными арахидоновой кислоты, влияют на бласттрансформацию лимфоцитов, вызывают дегрануляцию тучных клеток [5]. ПЯЛ воздействует также на пролиферацию и хемотаксис фибробластов, продуцируя лейкотриен В4 и фибробластактивирующий пептид (СТАР). На межклеточный матрикс нейтрофилы воздействуют путем секреции коллагеназы, эластазы, нейтральных протеаз, кислых гидролаз, катепсинов. Коллаген и продукты его распада (пептиды), в свою очередь, влияют на хемотаксис макрофагов и фибробластов [38]. Важно, что значительное высвобождение ферментов наблюдается только при адгезии клеток на поверхность биоматериала. Поэтому локальная концентрация ферментов при воспалительной реакции, протекающей на границе раздела фаз, зависит от площади имплантата [28]. Макрофагическая фаза. Следующая фаза воспалительной реакции является макрофагической, т.к. макрофаги становятся основным типом клеток и берут на себя роль ключевой регуляторной клетки - "дирижера клеточного ансамбля". Структурно-функциональные особенности макрофагов представлены в Таблице 4.2. Макрофаги движутся к источнику раздражения, внедряются в лейкоцитарный вал, энергично фагоцитируя продукты распада тканей и Рис. 4.3. Гипотетическая схема полимер-индуцированной активации комплемента: контроль фагоцитарной активности клеток. 185 Таблица 4.2. Структурно-функциональные особенности мононуклеарных фагоцитов Примечание: (- ) - отсутствие признака: ( ±) - непостоянный признак; (+) - слабовыраженный признак; (++) умеренно выраженный признак; (+++) - средневыраженный признак; (++++) - сильно выраженный признак. 186 имплантируемого материала, погибшие клетки и др. Они отграничивают инородное тело, последовательно формируя нейтрофильно-макрофагальный, макрофагальный и макрофагальнофибробластический барьеры, предшествующие образованию грануляционной ткани. Взаимодействие макрофагов с другими клетками реализуется через большое количество (известно более 40) секретируемых медиаторов -цитокинов или монокинов, благодаря которым они воздействуют на другие клеточные системы [16]. Участие макрофагов в кооперации (межклеточном взаимодействии) клеток отображено на Рис 4.4. При адгезии к поверхности биоматериала макрофаги подвергаются процессу активации, который характеризуется морфологическими и цитоплазматическими изменениями, приводящими к взаимодействию комплемента и клеток, к высвобождению внутриклеточных компонентов. Полагают, что макрофаги являются основными клетками, определяющими биосовместимость имплантируемых материалов. Рис. 4.4. Межклеточное взаимодействие при воспалении и регенерации. Макрофаги участвуют не только в процессах свертывания крови, фибринолизе или активации системы коплемента, но и продуцируют медиаторы, которые могут вызывать пролиферацию и синтез белков других типов клеток, включенных в процессы воспаления и заживления раны. При активации макрофаги синтезируют белок интерлейкин-1 (ИЛ-1), который оказывает значительное влияние и на воспалительную и на иммунную реакции организма. ИЛ-1 является важным медиатором в воспалительном процессе из-за его регулирующего действия на рост фибробластов и синтез белков. Стимулируя активность фибробластов, ИЛ-1 заставляет их продуцировать коллаген, вызывать пролиферацию эндотелиальных и гладкомышечных клеток. Кроме ИЛ-1 на пролиферацию, хемотаксис и продукцию коллагена в фибробластах воздействуют фактор некроза опухоли (ФИО), фибронекган, макрофагальный фактор роста и ряд 187 других факторов [6, 15]. Например, интерлейкин-8 (ИЛ-8) влияет на эндотелий сосудов и ПЯЛ. Все это делает макрофаг основной клеткой, сопрягающей собственно воспалительную и репаративную фазы процесса. Следует отметить, что в развитии фибробластической реакции помимо макрофагов вносят вклад и лимфоциты, особенно активированные Т-клетки, которые продуцируют лимфоцитарный хемотаксический фактор для фибробластов, Т-клеточный фактор (FAF), фибробластингибирующий фактор (FIF). Эти факторы входят в большое количество других медиаторов - лимфокинов (ИЛ-2, ИЛ-4, ИЛ-5, ИЛ-6 и др.), которые опосредуют участие лимфоцитов в межклеточных взаимодействиях и регуляции состава матрикса. Основные механизмы взаимодействия клеток при воспалительной реакции, вызванной имплантацией биоматериалов, представлены на схеме (Рис. 4.5) [44]. Фибробластическая (пролиферативная) фаза. Во время следующей, фибробластической фазы, фибробласты становятся хорошо видимыми на срезах, некоторые округляются и делятся митотическим путем. Фибробласты пролиферируют и под влиянием хемотаксических факторов передвигаются к источнику раздражения. После того, как поле воспаления очищается от дегенерировавших лейкоцитов и других погибших клеток, фибробласты располагаются параллельными рядами вокруг инородного тела. При их участии вырабатываются коллагеновые волокна, и через 5 — 10 суток от начала воспаления вокруг инородного тела образуется соединительнотканная капсула. Богато снабженная кровеносными капиллярами, она изолирует инородное тело от окружающих тканей. Вокруг биосовместимых полимерных материалов, как правило, образуется тонкая соединительнотканная капсула. Полимеры, обладающие гистотоксическим действием, покрываются толстой плотной капсулой. Следует отметить, что при образовании и инволюции (обратное развитие) соединительной ткани, в том числе соединительнотканной капсулы, отмечается обратная связь между синтезом и катаболизмом коллагена [12]. При повреждении и остром воспалении распад коллагена через активацию макрофагов приводит к пролиферации фибробластов и синтезу коллагена. По мере накопления фибробластов и коллагена рост их тормозится в результате контактного взаимодействия волокон и клеток, что ведет к выработке клетками ингибиторов роста (кейлонов), разрушению части фибробластов, превращению других в неактивные фиброциты и в фиброкласты, которые осуществляют фагоцитоз коллагеновых волокон и секрецию коллагеназы (Рис. 4.6). Таким образом, происходит перестройка (ремоделяция) и инволюция соединительной ткани с истончением капсулы. 188 Рис. 4.5. Схема, иллюстрирующая комплекс клеточных и гуморальных факторов, участвующих в воспалительной реакции при подкожной имплантации биоматериала. ПЯЛ — полиморфоядерные лейкоциты, С — комплемент, РК — рецепторы комплемента, РГ — рецепторы глюкозы, РМ — рецепторы манозы, Ig — иммуноглобулин, ИЛ — интерлейкин, МЦ моноцит, ФНО - фактор некроза опухоли, ФРФ - фактор роста фибробластов, ФБ - фибробласт, TXi (i = 0,1, 2) - Т-клетки, В - В-клетки, ТЦ - цитотоксические Т-клетки. 189 Рис. 4.6. Роль обратных связей между коллагеном и клеточными элементами в регуляции роста соединительной ткани. При имплантации биоактивных материалов формирование капсулы проходит стадию образования грануляционной ткани (на 5 — 10 сутки), когда кроме пролиферации фибробластов происходит активное 190 новообразование капилляров (часто вертикальных петель). Этому способствует избыточная воспалительная реакция и тканевая гипоксия, усиливающая рост сосудов. Последующее созревание и фиброзная трансформация грануляционной ткани вызывает регрессию капилляров, контракцию (сокращение) соединительной ткани в связи с накоплением миофибробластов, частичную инволюцию и истончение капсулы. Таким образом, зрелая соединительнотканная капсула вокруг имплантата после завершения процессов перестройки и частичной инволюции характеризуется: – сравнительно небольшой толщиной, варьирующей в зависимости от химического состава, физической структуры, формы, объема и других параметров имплантата; – превалированием зрелых фибробластов и фиброцитов над другими остающимися клеточными элементами (лимфоцитами, макрофагами); – преобладанием волокнистых элементов матрикса над клетками; – продольным (параллельно поверхности имплантата) расположением коллагеновых волокон; – сравнительно небольшим количеством сосудов в капсуле; – формированием очень узкого макрофагального барьера на границе капсулы и имплантата с включением гигантских клеток. В таком состоянии капсула может существовать неопределенно долгое время, хотя не исключено новое обострение воспалительного (вплоть до гнойного) процесса при неблагоприятных условиях, например, травмировании имплантата, присоединении эндогенной инфекции и др. Известны случаи нагноения ткани и выход через свищевой ход осколков спустя несколько десятилетий после ранения. Другой характер имеет эволюция капсулы вокруг биодеградируемых материалов (биодеструктируемые полимеры, коллаген, хитозан, гидроксиапатит и т.д.). Первоначальная макрофагальная реакция не ослабевает, а усиливается, так как макрофаги и гигантские клетки фагоцитируют и резорбируют эти материалы. В зависимости от степени биодеградации этот процесс может протекать от нескольких дней до нескольких лет и завершиться постепенным замещением имплантата соединительной тканью, которая, в свою очередь, подвергается частичной или полной инволюции. В результате в месте имплантации остается рубцовая ткань, или исходная ткань полностью восстанавливается. В других случаях резорбирующийся имплантат служит проводником (кондуктором) для направленной регенерации специализированной ткани (костной, сухожильной и т.д.) на месте ее дефекта. 191 4.4. Хроническое воспаление Во время острой воспалительной реакции моноциты и лимфоциты мигрируют в область раневого повреждения. Упрощенный подход к острой воспалительной реакции с последующим хроническим воспалением может быть ошибочным при исследовании биосовместимости биоматериалов. Специально проведенные исследования in vivo с использованием камеры, изготовленной из металлической сетки, показали, что одновременно с высокой концентрацией моноцитов и макрофагов в области воспаления присутствует большое количество ПЯЛ, т. е. протекает острая воспалительная реакция [17]. Время жизни ПЯЛ короткое (часы -дни). Они исчезают из экссудата намного быстрее, чем макрофаги, время жизни которых дни - недели. Со временем макрофаги становятся преобладающим типом клеток в экссудате. Моноциты быстро видоизменяются в макрофаги — клетки, ответственные за заживление раны и за реакцию на инородное тело. Ошибочно полагают, что развитие грануляционной ткани является частью хронического воспаления. Из-за уникальности взаимодействия имплантат - организм, следует различать реакцию на инородное тело с различной степенью образования и созревания грануляционной ткани, включая макрофаги, фибробласты и образования капилляров от хронического воспаления. Только длительное раздражающее воздействие токсичных материалов приводит к хроническому воспалению. Термин "хроническое воспаление" дается как обозначение длительного, постоянного или рецидивирующего воспаления с присутствием увеличенного количества лимфоцитов и плазматических клеток, нередко и нейтрофильных лейкоцитов. Реакция на инородное тело с временным развитием грануляционной ткани и ее последующим созреванием в фиброзную может считаться нормальной реакцией на относительно биосовместимый материал. При хроническом воспалении кроме клеточной инфильтрации обнаруживаются признаки нарушения микроциркуляции (следы эритроцитов, васкулит) и иммунных нарушений (плазмоклеточная инфильтрация, фибриноидные изменения, гиалиноз, персистирующие очаги грануляционной ткани). Потенциально неблагоприятное развитие соединительнотканной (фиброзной) капсулы вокруг имплантатов может выражаться в следующем [7]: — при неблагоприятном воздействии со стороны имплантата толщина соединительнотканной капсулы, окружающей его, увеличивается. Однако кровоснабжение капсулы при этом остается недостаточным, что вызывает накопление метаболитов биохими- 192 ческих реакций, с появлением которых нередко связывают возникновение опухолей на месте имплантации полимеров; — фиброзная капсула может подвергаться кальцификации. При этом уплотненная капсула вызывает нарушение подлежащих тканей и боль; —капсула с недостаточным кровоснабжением способствует инфицированию имплантата. Это происходит вследствие затруднения миграции форменных элементов крови, а также накопления гибнущих клеток; —в некоторых случаях, например, при кардиоваскулярном протезировании (клапаны сердца, протезы сосудов, конструкции искусственного сердца), может происходить отделение капсулы от полимерного изделия, что приводит к эмболии (чаще всего это происходит при инфицировании); —при плохом кровоснабжении и недостаточности лимфотока в капсуле или на границе полимеркапсула накапливаются продукты деструкции полимерного имплантата с определенной степенью гистотоксичности, что усиливает хронический воспалительный процесс. 4.5. Особенности реакции на инородное тело и образование гигантских клеток В реакции на инородное тело участвуют гигантские клетки инородных тел и компоненты грануляционной ткани: макрофаги, фибробласты и капилляры в различных количествах в зависимости от формы и топографии имплантируемого изделия. Термин "гигантские клетки инородных тел" обычно используется, когда процесс протекает на границе раздела инородное тело—ткань. Несмотря на то, что биоматериал считается биосовместимым, форма, в которой он используется в изделии, влияет на реакцию тканей. Форма и топография поверхности искусственного органа, медицинского устройства, протеза или материала определяют, как протекает реакция на инородное тело, какие клетки включены в этот процесс. Когда материал биосовместим, то местная реакция на инородное тело зависит от поверхностных свойств материала, формы имплантата, соотношения между площадью поверхности биоматериала и объемом имплантата. Например, для тканных (пористых) изделий, имеющих значительную площадь истинной поверхности, будет наблюдаться более высокое соотношение макрофагов и гигантских клеток инород- 193 ных тел в месте имплантации, чем это наблюдается для имплантатов из гладких материалов. Для последних реакция заключается в образовании слоя макрофагов толщиной в одну-две клетки и несколько слоев фибробластов, миофибробластов и коллагеновых волокон. Эти различия определяют степень развития формирующейся грануляционной ткани. Нормальная реакция на инородное тело может существовать в течение всего времени пребывания имплантата в организме. Однако компоненты, участвующие в этой реакции, могут изменяться (Рис. 4.1). Например, несмотря на увеличение количества макрофагов и гигантских клеток инородных тел в окружении имплантата с грубой поверхностью, в подлежащих тканях происходит пролиферация клеток соединительной ткани, приводящая к формированию фиброзной капсулы. Макрофаги играют ведущую роль в образовании многоядерных гигантских клеток (гигантских клеток инородных тел). Установлено, что образование ГКИТ происходит на поверхности имплантируемого материала или вокруг его частичек в капсуле путем цитоплазматического слияния адгезированных макрофагов [32,43,48]. Локомоторное поведение и цитоплазматическое распластывание макрофагов делает контакт клеток возможным. Когда макрофаг контактирует с другой клеткой, их клеточные мембраны могут объединиться, образуя одну большую многоядерную клетку. Этому предшествует взаимопроникновение цитоплазматических выростов соседних клеток — интердигитарное соединение. В результате размер или объем этой образованной клетки должен быть пропорционален числу макрофагов, которые образовали ГКИТ. Следует отметить, что по данным ряда авторов [10, 39, 40] ГКИТ могут образовываться также при делении ядер макрофагов без деления клетки, либо эти процессы протекают параллельно. Существует математическая модель, описывающая образование ГКИТ путем слияния макрофагов [32,48]. В этой модели кинетика образования ГКИТ описывается уравнением с двумя параметрами - плотностью адгезированных макрофагов, участвующих в образовании ГКИТ (d0) и константой скорости слияния клеток (k): l/(l-p) = (d0tk)+1 где p - вероятность, что клетки преобразуются в ГКИТ за определенный промежуток времени (t), равная числу слияний к данному моменту времени, отнесенному к начальному числу адгезированных макрофагов. Вычисляемые характеристические параметры позволяют количественно охарактеризовать влияние различных материалов на образование ГКИТ. 194 4.6. Факторы, влияющие на процесс воспаления и капсулообразование Активность острого, подострого и хронического воспаления, связанных с имплантируемым образцом биоматериала и изделия, зависит от следующих факторов: Факторы, определяемые материалом Химический состав: Низкомолекулярные примеси Специальные добавки Продукты деструкции Физические и физико-химические свойства материала и его поверхности: Морфологические особенности Степень гидрофильности Степень полимеризации Степень сшивки Поверхностный заряд Биологические свойства Иммунногенность Факторы, определяемые изделием Дефекты, полученные во время технологического процесса Конфигурация имплантируемого изделия Микротрещины, образованные во время эксплуатации Место имплантации К основным факторам следует отнести химический состав и физико-химические свойства материала, играющие важную роль в течение воспалительного процесса. Природа материала имплантата влияет на количество макрофагов и ГКИТ в месте имплантации, также как и на соотношение этих клеток, что определяет развитие воспалительного процесса и капсулообразование. В последнее время стали появляться работы, посвященные исследованию влияния того или иного отдельного фактора на воспалительный процесс. С этой целью эксперименты проводятся на специально синтезированных (или модифицированных) материалах с одним изменяющимся параметром. Например, для создания материалов с различной степенью гидрофильности часто используются полиуретаны с раз- 195 ным соотношением жестких и мягких сегментов. Для изучения вклада морфологии поверхности образца, наличия микротрещин, технологических дефектов в воспалительную реакцию материалы перед имплантацией подвергают механическим воздействиям (растяжение, циклические нагрузки), направленно изменяют технологические режимы и т.д. Многие факторы влияют именно на начальные стадии воспаления, поэтому обычно первичную сравнительную оценку проводят на ранних сроках имплантации образцов — до недели. Легко вымываемые низкомолекулярные примеси влияют на первую фазу воспалительного процесса - лейкоцитарную. В зависимости от природы вымываемых примесей эта фаза может либо подавляться, либо переходить в длительное хроническое воспаление. В связи с этим появляется возможность подбора специальных добавок, ингибирующих воспалительный процесс и способствующих регенеративным процессам. В работах J. Anderson [31,32] показано, что механические нагрузки также влияют на кинетику адгезии макрофагов на поверхности материалов и на слияние их в ГКИТ в условиях in vivo (Рис. 4.7) [31]. Показано, что начальная плотность адгезированных макрофагов и количество макрофагов, участвующих в образовании ГКИТ, не зависят от нагрузки. Однако растяжение образцов приводит к увеличению скорости слияния клеток без значительного изменения последующей плотности ГКИТ. Возможно, что растяжение не прямо воздействует на функцию макрофагов, а отдаленные результаты появляются из-за нарушения физической структуры материала за счет механических нагрузок. На кинетические параметры образования ГКИТ значительное действие оказывают добавки в основной раствор полимерных образцов. Так, добавка антиоксиданта (например, Santowhite®) снижает первоначальную адгезию макрофагов, которые участвуют в образовании ГКИТ и скорость слияния клеток, что приводит к низкой плотности ГКИТ. И, наоборот, наличие противовспенивающего вещества (Methacrol®) несколько увеличивает начальную плотность макрофагов, которые участвуют в образовании ГКИТ и скорость слияния клеток, что увеличивает плотность ГКИТ на поверхности материала. С другой стороны, в более ранних работах этой же группы авторов [47] обнаружено, что противовспенивающая добавка (Methacrol®) не влияет на плотность и размеры ГКИТ. Важным фактором, воздействующим на процесс воспаления, является структура материала: гладкая, текстурированная, пористая и т.д. При подкожной имплантации образцов из пористого политетрафторэтилена с изменяющимся межузловым расстоянием (30, 60, 100 мкм) была обнаружена связь между этим параметром и образованием соедини- 196 Рис. 4.7. Влияние напряжения, антиокислительных и антивспенивающих добавок в полиэфируретане на кинетику образования ГКИТ в условиях in vivo. (↑) - незначительное повышение соответствующего параметра или за счет добавки или за счет напряжения, (↑↑) - значительное воздействие на параметры, (X) — напряжение и добавки не влияют на параметр. 197 тельнотканной капсулы [41]. Предполагалась прямая корреляция между размером пор и миграцией клеток, а соответственно и процессом воспаления. Однако, более зрелая капсула и за более короткий срок формировалась вокруг образцов с межузловым расстоянием 60 мкм. Не исключена роль и межфибриллярных расстояний в тканном ПТФЭ в инкапсуляции и возможной миграции клеток. Установлено влияние на реакцию гепатоцитов и фибробластов пленок биодеградируемого материала полилактида с различной степенью (от 13 до 37 %) кристалличности [37], широко используемого в качестве основы при регенерации тканей. Гепатоциты приобретали сферическую форму на всех образцах полилактида, но на более кристаллических пленках этот процесс происходил быстрее. Скорость роста фибробластов на кристаллических образцах также была выше, чем на образцах с меньшей степенью кристалличности. Следовательно, технологические процессы, сопровождающиеся неконтролируемыми изменениями объемных и поверхностных свойств материалов, могут изменять их биосовместимость. При исследовании роли поверхностного заряда полимерного материала в характере воспалительного процесса был использован полиуретан, отрицательный поверхностный заряд которого варьировали введением в структуру полимера 10,20 и 30 % сульфогрупп [29]. Образцы в виде полосок имплантировали кроликам внутримышечно на сроки от 2 дней до 12 недель. После иссечения имплантата с прилежащими тканями проводили морфологический и иммуннохимический анализ, определяя различные типы клеток (макрофаги, нейтрофилы, лимфоциты) и цитокин TNFa. Обнаружено, что на ранних сроках вокруг всех образцов присутствуют макрофаги и нейтрофилы. Причем, нейтрофильная инфильтрация значительно меньше для образца, содержащего 20 % сульфогрупп. К 12-й неделе нейтрофилы из поля воспаления исчезали для всех образцов. Отрицательный заряд поверхности оказывал значительное воздействие на активацию нейтрофилов и макрофагов, а его изменение влияло, в основном, на раннюю стадию острого воспаления. Спорным остается вопрос о влиянии места имплантации на течение воспаления. Выявлен разный характер образования фиброзной капсулы вокруг образцов из политетрафторэтилена после 5 недель имплантации мышам в подкожную клетчатку и в эпидидимальное жировое тело [41]. Гистологическая оценка окружающих тканей обнаружила плотную фиброзную капсулу вокруг образца, имплантированного под кожу, а при имплантации в жировое тело процесс инкапсуляции протекал медленнее. Однако Bellon J.M. с соавт. [19], используя политетрафторэтилен в качестве протеза в сосудистом русле или для восстановления 198 брюшной стенки, показали, что место имплантации не влияет на процесс инкапсуляции. Для материалов биологического происхождения (коллагена, эластина, кератина, хитозана, целлюлозы и др.), а также тканевых имплантатов (ауто-, алло- и ксенотканей), помимо вышеперечисленных факторов, важнейшее значение имеют иммунные свойства. Чем выше антигенная активность тканевых белков, тем сильнее иммунная несовместимость имплантата и организма реципиента, тем ярче тканевая реакция, вплоть до выраженной "реакции отторжения". Однако иммунногенные свойства материалов можно снизить путем: 1) ферментной либо иной обработкой, разрушающей антигенные детерминанты биоматериалов; 2) применения сшивающих агентов (формальдегида, глутаральдегида, эпоксисоединений и др.), образующих дополнительные межмолекулярные связи. Такими методами удается снизить активность тканевой реакции и скорость клеточной резорбции имплантата. 4.7. Особенности тканевой реакции при имплантации различных биоматериалов В данном разделе представленны результаты гистологического и гистохимического изучения тканевой реакции на имплантацию различных материалов, основанные на многолетнем опыте А.Б. Шехтера. Общими закономерностями при имплантации синтетических протезов кровеносных сосудов (артериальных или венозных) являются: – образование внутренней и наружной фибринной выстилки; – воспалительная реакция окружающих тканей; – формирование грануляционной ткани вокруг протеза с последующим образованием наружной соединительнотканной капсулы; – прорастание соединительной ткани и сосудов в поры протеза (при его пористости); – организация (прорастание фибробластами) внутренней фибринной выстилки и образование внутренней соединительнотканной капсулы (неоинтимы), в которой постепенно происходит регенерация эндотелиальной выстилки и частичная регенерация гладких мышц и эластических волокон. Наряду с этим выраженность воспаления, скорость организации фибрина, макрофагальногигантоклеточная реакция вокруг нитей протеза, полнота регенерации, наличие поздних дистрофических проявлений (в том числе кальцификации и костной метаплазии) и хронического воc- 199 паления зависят от ряда факторов: 1) длины и диаметра протеза; 2) химического состава материала протеза и модифицирующего покрытия (полиамиды, полипропилены, политетрафторэтилены, полиуретаны, коллаген, углеродные покрытия, прививка гепарина и т.д.); 3) структуры (пористости, ворсинчатости, гофрированности, тканый, вязаный или цельный протез); 4) степени биодеструкции материала; 5) инфицированности ложа протеза; 6) места имплантации (артерия, вена, калибр сосуда) и других факторов. Использование сосудистых ксенотрансплантатов, у которых предварительной ферментативной обработкой удаляли клетки и иммуногенные белки (оставался коллагеново-эластический каркас стенки сосуда) значительно снижало воспалительную реакцию по сравнению с необработанными ксенососудами, и даже гомотрансплантатами, и предотвращало тромбоз биопротеза. Однако и в этом случае формировалась наружная капсула и неоинтима, медленно шла перестройка средней оболочки трансплантата. Ферментная обработка свиных сердечных клапанов также снижала иммуногенность и тканевую реакцию при имплантации сердечных биоклапанов "БАКС", но не предотвращала отложения солей кальция в позднем периоде. Другим примером зависимости тканевой реакции и функции имплантата от его структуры являются результаты экспериментального изучения и клинико-морфологических наблюдений при пластике молочной железы силиконовым эндопротезом [3]. Силикон медицинского назначения вызывает умеренную воспалительную реакцию, активность которой снижается после экстракции из силиконового геля токсичных низкомолекулярных олигомеров (диметилсилоксанов). Слабая нейтрофильная реакция сменяется умеренной макрофагальной с небольшим количеством ГКИТ, пролиферацией фибробластов и формированием тонкой двуслойной капсулы, во внутреннем слое которой преобладают контрактильные миофибробласты. Именно они, по нашим данным, обуславливали болезненную фиброзную контрактуру капсулы у 25 % пациенток, при которой сжимающая имплантат капсула меняла форму груди. У части пациенток избыточный фиброз капсулы появлялся под влиянием хронического воспаления, связанного с инфекцией, гематомой и диффузией геля через оболочку. Слой миофибробластов не формируется при применении протезов с текстурированной поверхностью. При этом резко снижается фиброзная контрактура, так как исчезает однонаправленный вектор давления протеза на ткань, возникающий при использовании протезов с гладкой поверхностью. Тканевая реакция на плотные акриловые полимеры, применяемые в стоматологии и костной хирургии, связана со степенью полимериза- 200 ции. Чем степень полимеризации ниже (т.е. больше токсических низкомолекулярных продуктов в полимере), тем выше активность и продолжительность воспалительной реакции и толще соединительнотканная капсула. Удаление низкомолекулярных продуктов современным методом экстракции в "сверхкритичной газовой среде" (газ при высоком давлении приобретает свойства жидкости и полностью удаляет растворимые продукты) значительно снижала активность тканевой реакции [ 1 ]. Воспалительно-репаративный процесс при имплантации различных металлов, их сплавов и металлокерамик связан с наличием примесей, биосовместимостью металлов и свойствами поверхности. Реакция на шовный материал (кетгут, коллаген, шелк, полимерные нити и др.) зависит от степени его биодеградации. При использовании современных синтетических шовных нитей эта реакция сравнительно слабая. Имплантация материалов из гидроксиапатита (для костной пластики и в стоматологии) показала, что воспалительная, макрофагальная, гигантоклеточная реакции и скорость макрофагальной резорбции связаны как с химической чистотой материала, так и с его физическими свойствами: необожженные или керамические гранулы, степень кристалличности материала. Зависимость тканевой реакции от структуры материала при одинаковом химическом составе хорошо демонстрируется на разных медицинских изделиях из растворенного, очищенного, а затем осажденного коллагена [9]. Все эти имплантаты резорбируются макрофагами и ГКИТ и замещаются собственной соединительной тканью. Но активность тканевой реакции и скорость резорбции зависят от двух основных факторов: степени межмолекулярной сшивки (дубления) и физической формы (пленка, губка, войлок, тубы, порошок, гель и т.д.). Чем больше поверхность соприкосновения с тканью, тем сильней реакция и быстрей рассасывается материал, что дает возможность моделировать процесс в широком временном диапазоне в зависимости от назначения. Самая слабая тканевая реакция и долговечность у имплантата из коллагенового геля, используемого для пластики мягких тканей и заполнения полостей. Для тех же целей применяют гидрофильный полиакриламидный гель с поперечносшитыми цепями полимера с содержанием 95 % воды. Тканевая реакция на его имплантацию оказалась незначительной, нейтрофильная реакция чрезвычайно слаба, фибробластическая реакция также слабо выражена, капсула остается едва заметной. Резорбция геля макрофагами и прорастание его фибробластами происходит очень медленно и только в прикапсулярном слое [ 14]. Однако при меньшей степени сшивки молекулярных цепей в геле тканевая реакция, прорастание 201 клетками и резорбция геля значительно усиливается. Таким образом, активность тканевой реакции, при имплантации как коллагена, так и полиакриламидного геля, определяется в большей степени их структурой, чем химическим составом. 4.8. Септическое воспаление (инфекция) Несмотря на успехи в технологии, конструировании и производстве имплантируемых устройств и совершенствование хирургической техники, инфекция остается одной из серьезных, а порой фатальных осложнений при имплантации. Частота инфекционных осложнений зависит от места имплантации, конфигурации имплантата и типа биоматериала. Для постоянно и полностью имплантированных устройств или протезов частота септических воспалений составляет несколько процентов, а для временно или частично имплантированных под кожу изделий количество инфекционных осложнений возрастает в несколько раз. В зоне имплантата можно обнаружить следующие микроорганизмы: стафилококки, энтерококки, возбудители синегнойной инфекции, стрептококки, анаэробная микрофлора и др. Эпидермальные стафилококки часто встречаются при имплантации изделий, в состав которых входят полимерные материалы, в том числе сосудистые протезы, искусственное сердце, искусственные сухожилия и связки. Золотистый стафилококк является основным патогеном при инфицировании имплантатов из металлов, керамик, эндопротезов мягких тканей и с инфекцией при имплантации изделий из полимеров связан в меньшей степени, чем эпидермальный стафилококк. Золотистый стафилокок выделяется при остеомеолите, когда субстратом служит поврежденная или мертвая кость [26]. Возбудитель синегнойной палочки часто обнаруживается при использовании искусственного сердца, а также сопровождает бактериальный кератит, связанный с длительным применением контактных линз [22]. Предполагается, что некоторые биоматериалы могут провоцировать развитие инфекции, при определенных условиях способствуя размножению внедренных микроорганизмов. Колонии бактерий связываются с субстратом через комплексный макромолекулярный слой, взаимодействие с которым определяет скорость их распространения. Существует очень высокая степень чувствительности и избирательности этого взаимодействия. Увеличение химической реактивности, адсорбция новых макромолекул на поверхности, присутствие свободных ионов, 202 высвобождаемых из биоматериала, могут ускорять бактериальный метаболический процесс, что выражается в росте скорости продуцирования полисахаридов, в образовании новых колоний и биопленки на субстратах, после того как они заражены бактериями. Адгезированные бактерии при контакте с кровью способны вызывать локальное образование фибрина, который защищает бактерии от воздействия циркулирующих антител, антибиотиков и фагоцитирующих клеток [35]. Казалось бы, если бактерии колонизировались на поверхности, то их распространение должно иметь драматический характер. Однако анализ многих экспериментов по росту бактерий на поверхности биоматериалов не всегда подтверждает такое предположение. Считают, что одним из факторов, ограничивающих рост колоний бактерий на поверхности биоматериалов, является десорбция бактерий в объем окружающей имплантат среды и потеря ими активности. Основываясь на этом предположении Barton А. с соавт. использовали математическую модель для описания процесса колонизации бактерий и определения скорости их роста на поверхности различных материалов [18]. Кинетику адгезии различных колоний бактерий: аэробных грамотрицательных бактерий, кишечной палочки (Escherichia coli) и стафилококка (S. Epidermidis) на поверхность полиортоэфира, полилактида, полисульфона регистрировали в проточной камере с видеоприставкой. В предложенной математической модели полное число адгезированных клеток за время наблюдения ∆t представлено как накопление клеток в результате их деления плюс вновь адгезированные из объема клетки и минус те клетки, которые покинули поверхность материала. Так как одна клетка делится на две, полное число адгезированных клеток после периода времени ∆t будет равно: Nj = Nj-12∆t/g , (1) где Nj - число клеток в конце времени ∆t, g - среднее время необходимое для одного деления клетки. Наблюдения показали, что временами открепляются дочерние клетки, но возможно открепление как дочерних, так и материнских клеток. В любом случае модель для расчета числа клеток на поверхности включает скорость их адсорбции (Vaдс) и десорбции (Vдес). Полагают, что скорость десорбции клеток пропорциональна числу клеток на поверхности в любой момент времени: Vдес=kдесNj, (2) где kдес - константа скорости десорбции. Скорость адсорбции пропорциональна концентрации клеток в прилегающих к поверхности слоях жидкости (Nж): Vaдс ~ kадс Nж (3) 203 kадс — константа скорости адсорбции. Также предполагается, что Nж, пропорциональна числу клеток в поле зрения. Тогда уравнение (3) можно переписать в следующем виде: Vaдс ~ kадс Nj (4) В течение времени t чистый прирост клеток на поверхности благодаря процессам адсорбции и десорбции составит: (Vadc - Vдес ) ∆ t = (kадс Nj -kдес Nj)∆ t (5) В результате ряда преобразований было получено уравнение, описывающее прирост клеток на поверхности биоматериала: Nj = N0(2 ∆t/g + (kадс -kдес )∆ t)j (6) Данная модель позволяет определять средние константы скорости адсорбции и десорбции клеток на поверхность материала и таким образом оценивать рост бактерий на различных биоматериалах. Модель справедлива при образовании полного или неполного монослоя бактерий на поверхности, т.е. в начальной стадии роста бактерий. При многослойной адгезии клеток визуальный счет затруднен и при расчете констант скорости не учитывается взаимодействие клеток между собой. К сожалению, математической модели, учитывающей и другие факторы, влияющие на рост колоний бактерий в присутствии имплантата, не существует. Развитие инфекционного осложнения зависит от структуры биоматериала. На грубых поверхностях инфекция возникает значительно чаще, чем на гладких. Пористые материалы склонны к более ранней инфекции, а прорастание их соединительной тканью снижает риск инфекционных осложнений на поздних сроках после имплантации. Замечено, что риск появления инфекции растет с увеличением размеров имплантированного устройства [21]. Имеются данные о влиянии поверхностного заряда и степени гидрофильности материала на развитие инфекции. В частности, показано, что число адгезированных бактерий четырех различных штаммов стафилококков выше для положительно заряженных гидрофильных сополимеров метакрилата, чем для отрицательно заряженных гидрофобных [35]. При использовании эндопротезов в сердечно-сосудистой хирургии было обнаружено, что такие явления, как тромбоэмболии, тромбоз и инфекция, связаны между собой. Хорошо известно, что воспалительная реакция тесно переплетается с гемостатическими процессами. Калликреинкининовая и фибринолитическая, клеточная и гуморальная иммунная системы, включая систему комплемента, активно взаимодейст- 204 вуют с плазменными белками и клеточными элементами свертывающей системы (Глава 1). Активированные компоненты, возникающие в этих процессах, взаимодействуют с эндотелиальными клетками, моноцитами, макрофагами и клеточными производными воспалительными медиаторами. Кроме того, система комплемента и свертывающая система выполняют следующие функции [24]: – связывание белков на поверхности с образованием комплексов, которые катализируют гидролиз субстратов специфическими белками, – генерация активных компонентов, включая серии протеазы, белковые кофакторы, небелковые кофакторы и субстраты для протеаз; – обеспечение высокой степени эффективности, регуляции и амплификации; – ассоциация макромолекул: белок-белок, белок-фосфолипиды и др. Инфекция может вызывать тромбоэмболии непосредственно через бактерии, их эндотоксины, через воспалительные клетки и их медиаторы (Таблица 4.4) [42]. Бактерии могут вызывать агрегацию тромбоцитов за счет: – активации свертывающей системы либо прямо, либо через лейкоциты; – повреждения сосудов, которое приводит к контакту тромбоцитов с субэндотелиальными структурами; – стимулирования каскада свертывания крови прямой активацией фактора XII. Кроме того, может снижаться системный уровень антитромбина - важного естественного ингибитора свертывания. Высвобождаемые эндтоксины играют важную роль в патогенезе экспериментальной и клинической инфекции, особенно при грам-отрица-тельном сепсисе, сопровождаемым шоком, лихорадкой и рассеянным внутрисосудистым образованием тромбов. Эндотоксины могут: – вызывать агрегацию и секретно тромбоцитов; способствовать высвобождению тромбоцитарного активирующего агента; – активировать тканевой тромбопластин на поверхности эндотелиальных клеток; – повреждать эндотелиальные структуры; – индуцировать прокоагулянтную активность лейкоцитов (особенно, моноцитов) [24]. После взаимодействия с бактериями воспалительные клетки синтезируют прокоагулянты, которые могут активировать фактор X в присутствии кальция и фактора VII. Моноциты также способны синтезировать факторы V и VII. Прокоагулянтная активность нейтрофильных лейкоцитов и моноцитов стимулируется эндотоксинами, тромбоцитами и поверхностью 205 Таблица 4.4. Факторы и процессы, приводящие к тромбозу при инфекции имплантата и усиливается в процессе фагоцитоза. Лейкоциты индуцируют высвобождение тромбоцитарного активирующего фактора, стимулируют агрегацию и секрецию тромбоцитов, дегрануляцию нейтрофи- 206 лов и вазоспазм. ИЛ-1 и ФНО (оба - продукты моноцитов) вызывают прокоагулянтную активность эндотелиальных клеток и высвобождение тромбоцитарного активирующего фактора. Все перечисленные процессы приводят, в конечном счете, к образованию тромбов. С другой стороны, образованные тромбы сами могут быть "удобным" субстратом для колонизации бактерий. Анализ возникновения тромбозов, тромбоэмболии и инфекций у пациентов с различными имплантатами показал, что формирующийся фибриновый слой на поверхности имплантата наиболее предрасполагает к внедрению и росту бактерий, чем зрелый фибриновый слой [24]. Быстро организующаяся соединительнотканная капсула и развитие псевдоинтимы снижают скорость инфекционного заражения имплантата. Фибриновый слой, содержащий колонии бактерий, защищает бактерии от фагоцитирующих полиморфоядерных лейкоцитов и диффундирующих антибиотиков. Бактерии в этом слое находятся в гипометаболическом состоянии, которое, как известно, снижает эффективность некоторых антимикробных препаратов. Инфекционные осложнения, возникающие при протезировании, зависят от статуса и резистентности организма. Так, например, появление раннего инфекционного эндокардита при протезировании клапанов сердца может быть связано либо с интраоперационным инфицированием (реже в результате имплантации инфицированного протеза), либо с другими инфекционными осложнениями (медиастинит, пневмония, флебит) на фоне неустойчивой гемодинамики раннего послеоперационного периода. В отдаленные сроки после операции (через год и более) в результате эндогенной инфекции может развиться поздний инфекционный эндокардит. Процесс возникает на фоне полного кажущегося благополучия, но, как правило, при явлениях респираторных и других инфекционных заболеваний, а также после выполнения любых инструментальных манипуляций и хирургических операций (экстракция зуба, вскрытие панариция, зондирование желудка, операции на кишечнике или мочеполовых путях), выполненных без прикрытия антибиотиками. Степень риска развития этого осложнения одинакова при использовании различных типов протезов и составляет 0 - 4 % [4]. Инициация патологических реакций, которые могут развиваться при гемодиализе и у кардиохирургических больных, оперированных в условиях искусственного кровообращения (ИК), происходит при контакте с поверхностью чужеродного материала и активации ряда важнейших каскадных процессов: активации комплемента, коагуляции и фибринолиза. Выделяемые при этом продукты влияют на нейтрофильные гранулоциты так же, как это имеет место при острой бактериальной ин- 207 фекции, массивной травме и др. При этом происходит увеличение проницаемости капилляров, задержка жидкости в тканях, развитие лихорадки и геморрагических диатезов. Результатом может явиться дисфункция различных органов: легких, сердца, почек. Активированные нейтрофилы и выделяемые ими вещества играют важную роль в развитии респираторного дистресс-синдрома у взрослых, реперфузионной аритмии, местных нарушений коагуляции, повреждений соединительной ткани, а также в развитии синдрома, известного как "Whole body inflammatory reaction after cardiopulmonary bypass", т.е. "системная воспалительная реакция после ИК". Системная воспалительная реакция является мультифакторной и включает как плазменные, так и клеточные компоненты [11]. Таким образом, существуют два основных препятствия для расширения использования биоматериалов, искусственных органов и тканевых протезов: инфекционные осложнения и отсутствие полной и успешной интеграции тканей реципиента с поверхностью биоматериала. Естественным является поиск путей профилактики, как хронического воспаления, так и инфекционных осложнений. В первую очередь предпринимаются попытки подбора и модификации материалов, предназначенных для контакта со средой организма. Для искусственных материалов возможна модификация химическими препаратами. Для биологических тканей в снижении риска инфекционных осложнений большую роль играет способ консервации и стерилизации тканей. Перспективным является введение лекарственных веществ в состав имплантатов и создание условий для их постоянного выхода (Глава 7). Литература 1. Волошин А.И., Шехтер А.Б., Попов В.К. Тканевая реакция на акриловые пластмассы, модифицированные сверхкритической экстракцией двуокисью углерода. Стоматология, 1998, 4, 49. 2. Галатенко Н.А., Яценко В.П.,Пхакадзе Г.А., ЛипатоваТ.Э. Определение гистотоксичности полимеров медицинского назначения с использованием тканевой культуры. Доклады АН УССР серия Б, 1982, 9, 52-56. 3. Лукомский Г.И., Шехтер А.Б., Эль-СаидА.Х. Капсулярные фиброзы и их лечение после маммапластики силиконовыми протезами. Анналы пластической реконструктивной и эстетической хирургии, 1997, 1,75-78. 208 4. Малиновский Н.Н., Констатинов Б.А., Дземешкевич С.Л. Биопротезы и инфекция. В кн. Биологические протезы клапанов сердца. М., Медицина, 1988,200-207. 5. Маянский А.Н., Маянский Д.Н. Очерки о нейтрофиле и макрофаге. Новосибирск, Наука, 1983. 6. Пальцев М.А., Иванов А.А. Межклеточные взаимодействия. М., Медицина, 1995. 7. Пхакадзе Г.А. Биодеструктируемые полимеры. Киев, Наукова Думка, 1990. 8. Серов В.В., Шехтер А.Б. Соединительная ткань., М., Медицина, 1981. 9. Хилькин А.М., Шехтер А.Б., Истранов Л .П. Коллаген и его применение в медицине. М., Медицина, 1976. 10. Хрущев Н.Г., Ланге М.А., Сатдыкова Г.Н. Электронно-микроскопические и радиоавтографические исследования гигантских клеток инородных тел очага асептического воспаления. Архив Анатомии, 1978, 8, 43-50. 11. Шевченко О.П., Хубутия М.Ш., Чернова А.В. и др. Молекулярные и клеточные механизмы осложнений после искусственного кровообращения и пути их коррекции. Трансплантология и Искусственные Органы, 1996, 3-4, 49-55. 12. Шехтер А.Б. Склеротические процессы. В кн. Общая патология человека. М., Медицина, 1990,т. 2, 124-149. 13. Шехтер А.Б. Фибробласты. В кн. Воспаление. Руководство для врачей. Под ред. Серова В.В., Паукова В.С. М., Медицина, 1995, 164-173. 14. Шехтер А.Б., Лопатин В.В. и др. Инъекционный полиакриламидный гель Формакрил и тканевая реакция на его импланатацию. Анналы пластической реконструктивной и эстетической хирургии, 1997, 2, 11-21. 15. Шехтер А.Б., Серов В.В. Воспаление и регенерация. В кн. Воспаление.М. Медицина, 1995, 200219. 16. Шехтер А.Б., Серов В.В. Воспаление, адаптивная регенерация и дисрегенерация (анализ межклеточных взаимодействий) Архив патологии, 1991, 7, 7-14 . 17. Anderson J.M. Inflammatory response to implants. ASAIO, 1988,11, 101-106 18. Barton A.J., Sagers R.D., Pitt W.G. Measurement of bacterial growth rates on polymers. J.Biomed. Mater.Res. 1996, 32, 271-279. 19. Bellon J.M., Bujan J., Contreras L.A., Hernando A., Jurado F. Similarity in behavior of polytetrafluoroethylene (ePTFE) prostheses implanted into different interfaces. J.Biomed.Mater.Res., 1996, 31,1-9. 20. Bergsma J.E.,Rozena F.R., Bos R.R.M., Boering G., et al. Biocompatibility study of As-polymerized Poly(L-lactide) in rats, using a cage implant system. J.Biomed. MatetRes., 1995, 29, 173-181. 21. Busscher H.J., Geertsema-Doornbusch G.I., van der Mei H.C. Adhesion to silicone rubber of yeasts and bacteria isolated from voice prostheses: Influence of salivary conditioning films. J.Biomed.Mater.Res., 1997, 34,201-210. 22. Cook A.D., Sagers R.D., Pitt W.G. Bacterial adhesion to poly(HEMA)-based hydrogels J. Biomed. Mater. Res., 1993,27, 119-126. 23. Craddock PR., Fehr J., Dalmasso F.P., Brigham K.L., Jacob H.S. Hemodialysis leukopenia. Pulmonary vascular leukostasis resulting from complement activation by dialyser cellophane membranes. 209 J. Clin. Invest. 1977, 59, 879. 24. Didisheim P., Olsen D.B., Farrar DJ. et al. Infections and thromboemboUsm with implantable cardiovascular devices. ASAIO Transactions , 1989, 35, 54-70. 25. Gonzalez O., Smith R.L., Goodman S.B. Effect of size, concentration surface area, and volume of polymethylmethacrylate particle on human macrophages in vitro. J. Biomed. Mater. Res., 1996, 30, 463475. 26. Gristina A.G., Hobgood CD., Barth E. Biomaterial specificity, molecular mechanism and clinical relevance of S.epidermidis and S. Aureus infections in surgery. In: Pathogenesis and clinical significance of coagulase-negative Staphylococci.Pulverer G., Quie P.G., Peters G. (eds). Stuttgart, Gustav Fisher, 1987, 143-157. 27. Hammerschmidt D.E., Stroncek D.F., Bowers Т.К., et al. Complement activation and neutropenia occuring during cardiopulmonary bypass. J. Thorac. Cardiovasc. Surg., 1981, 81, 370. 28. Henson P.M. The immunologic release of constituents from neutrophil leukocytes: II. Mechanism of release during phagocytosis, and adherence to nonphagocytosable surface. J. Immunol., 1971, 107, 1547. 29. Hunt J.A., Flanagan B.F., McLaughlin P.J., Strickland I., Williams D.F. Effect of biomaterial surface charge on the infllamatory response: Evalution of cellular infiltration and TNFa production. J.Biomed.Mater.Res., 1996, 31, 139-145. 30. Jenney C.R., DeFife K.M., Cotton E., Anderson J.M. Humanmonocyte/macrophage adhesion, macrophage motility, and IL-4-induced foreign body giant cell formation on silane-modified surface in vitro. J. Biomed. Mater. Res., 1998, 41, 171-185. 31. Kao W.J., Hiltner A., Anderson J.M., Lodoen G.A. Theoretical analysis of in vivo macrophage adhesion and foreign body giant cell formation jn strained poly(ether- urethane urea) elastomers. J.Biomed.Mater.Res., 1994, 28, 819-829. 32. Kao W.J., Zhao Q.H., Hiltner A., Anderson J.M. Theoretical analysis of in vivo macrophage adhesion and foreign body giant cells formation on polydimethyl- siloxane, low density polyethelene and polyetherurethane. J. Biomed. Mater. Res,1994,28,73-79. 33. Knasiak D. Badanie wyciagow z tworzyw sztucznych metjdami. Polymery w Medycynie (Wroclaw), 1978, 8, 135-144. 34. Marchant R., Hiltner A., Hamhn C, Rabinovitch A., Hobodkin R., Anderson J. in vivo biocompatibih'ty studies. 1. The cage implant system and biodegradable hydrogel. J. Biomed. Mater. Res., 1983, 17, 301-325. 35. Mohammad S.F. Association between thrombosis and infection. ASAIO J., 1994, 40, 226-230. 36. Nusbacher J., Rosenfeld S.I., Macpherson J.L., Theim P.A., Leddy J.P. Nylon fiber leukapheresis: associated complement component changes and granulocytopenia. Blood, 1978, 51, 359. 37. Park F., Gima L.G. In vito cell response to differences in poly-L-lactide crystalinity. J. Biomed. Mater. Res., 1996, 31, 117-130. 38. Postlethwaite A.E., Kang A.H. Fibroblast. In Inflamation basic principle and clinical correlation. Gallin J. (ed.), N.-Y. Raven Press, 1988, 577-597. 39. Rhee H.J., Birgh-DeWinter S.D.M., Daems W.H. The differentiation of monocyte into giant cells in subcutaneous granulomas. Cell Tis. Res., 1979, 198, 378-396. 210 40. Rhee H.J., Birgh-DeWinter S.D.M., Daems W.H. The differentiation of monocyte into macrophages, epithelioid cells in subcutaneous granulomas. Cell Tis. Res., 1979, 198, 355-378. 41. Salzmann D.L., Kleinert L.B., Berman S.S., Williams S.K. The effects of porosity on endothelialization of ePTFE implanted in subcutaneous and adipose tissue. J. Biomed. Mater. Res., 1997, 34, 463-476. 42. Sundsmo J.S., Fair D.S. Relationship among the complement, kinin, coagulation and fibrinolytic systems in the inflammatory reaction. Clin.Physiol.Biochem., 1983, 7, 225-284. 43.Tang L., LiuL., ElwingH.B. Complement activation and inflammation triggered by model biomaterial surface. J. Biomed. Mater. Res., 1998,41, 333-340. 44. van Luyn V.J.A., et al. Modulation of the tissue reaction to biomaterials. II. The function of T-cells in the inflammatory reaction to crosslinked collagen implanted in T-cell-deficientrats. J. Biomed. Mater. Res., 1998, 39, 398-406. 45. Wright D.G., Gallin J.I. Secretory responses of human neutrophils: exocytosis of specific (secondary) granules by human neutrophils during adherence in vitro and during exudation in vivo. J. Immunol., 1979,123, 285. 46. Wright D.G., Gallin J.I. A functional differentiation of human neutrofil granules: generation of C5a by a specific (secondary) granule product and inactivation of C5a by azurophil (primary) granule products. J. Immunol. 1977,119,1068. 47. Wu Y, Zhao Q., Anderson J.M., Hiltner A., Lodoen G.A., Payet C.R. Effect of some additives on the biostability of a poly(etherarethane) elastomer. J. Biomed. Mater. Res., 1991,25, 725-739. 48. Zhao Q.H., Anderson J.M., Hiltner A., Lodoen G.A., Payet C.R. Theoretical analysis on cell size distribution and kinetics of foreign-body giant cell formation in vivo on polyurethane elastomers. J. Biomed. Mater. Res., 1992, 26, 1019-1038. 211
