Требования, предъявляемые к материалам для медико-биологического применения

Требования, которые предъявляются к материалам для конкретного медико-биологического применения, должны учитывать как природу и состояние тканей организма, с которыми осуществляется контакт, так и длительность контакта (рис. 1.1). Кроме того, необходимо принимать во внимание характер контакта - внешнее воздействие либо внутритканевое использование (временное или постоянное). Сформулировать требования к каждому конкретному случаю не представляется возможным, материалы должны соответствовать требованиям, обусловленным спецификой их применения.

Самые общие требования, предъявляемые к материалам для медикобиологического применения, могут быть сформулированы следующим образом.

1. Биологическая совместимость материала и среды, в которой он должен функционировать (отсутствие токсических реакций, аллергии, антигенного ответа, денатурации белков и т.д.). Особое значение имеет гемосовместимость и тромборезистентность материала, исключение возможности разрушения клеточных элементов крови, тромбозов и тромбоэмболий. Контакт абиотического материала с тканями и средами организма не должен вызывать опухолеобразования.

Кроме того, в зависимости от специфики применения, материал должен обладать бактерицидным действием; быть стойким к истиранию и разрушению в среде организма, способным к образованию диффузных пленок; служить в качестве адсорбента или носителя кислорода. Материал должен соответствовать и многим другим требованиям.

  • 2. Стабильность функциональных свойств материала в течение времени, необходимого для каждого конкретного случая применения.
  • 3. Возможность стерилизационной обработки с целью соблюдения правил санитарии и гигиены без изменения свойств и формы материала или изделия.

Рассмотрим указанные выше требования более подробно.

Биологическая совместимость

Биологическая совместимость является весьма обширным, емким понятием. Проблема биологической совместимости охватывает как влияние биологической среды на материал, так и воздействие материала на окружающие ткани.

Биологически совместимые материалы необходимо проектировать на молекулярном уровне. Начальной стадией такого проектирования является определение молекулярной совместимости тех или иных материалов с биологической субстанцией, т.е. анализ того, насколько гладко протекает “взаимное привыкание” этих сред [24].

Живой организм состоит из широчайшей гаммы различных клеток, образуемых биомолекулами разной природы, всевозможных типов, форм и разновидностей. Клетки соединяются, агрегируются и образуют ткань, которая также весьма неодинакова, гетерогенна и подразделяется на множество видов и типов (эпителий, эндотелий, костная, суставная, нервная, мышечная, соединительная и др.). Многообразные агрегации тканевых участков и областей в свою очередь соединяются в более крупные и завершенные образования, называемые органами тела (кожный покров, желудок, сердце, легкие, печень, почки и др.). Иначе говоря, каждый орган тела представляет часть организма, имеющую определенное строение и 147

специальное назначение. В свою очередь органы объединяются в завершенные функциональные системы, выполняющие комплексы операций, например, опорно-двигательная, нервная, выделительная, половая, кровеносная, дыхательная, пищеварительная системы. Наконец, все системы объединяются в общий комплекс и образуют сложнейшее полифункциональное целое — единый живой организм.

Организм резко отрицательно реагирует на контакт с инородным телом, и если последнее введено внутрь организма, он стремится выделить, отторгнуть его.

Независимо от того, какова природа этого инородного тела, т.е. является ли оно биологической субстанцией, металлом или синтетическим веществом, в любом случае добиться благоприятного взаимодействия и приемлемого сосуществования обеих сред, т.е. того, что называют биосовместимостью, является задачей в высшей степени непростой.

В настоящее время существует достаточно много материалов, обладающих таким свойством. Например, материалы для эндопротезов временного действия по истечении определенного срока должны резорбироваться и усвоиться организмом (как правило, ферментативно). Большое значение имеют и материалы, предназначенные для возможно более длительного функционирования организма без каких бы то ни было изменений биодеградационного характера. Они используются для создания эндопротезов постоянного действия, т.е. искусственных органов и их отдельных частей.

Реакции организма на токсическое воздействие разнообразны. Прежде всего это появление явно патологических процессов и состояний -некробиотические процессы, воспалительные реакции, патологическое возбуждение нервной системы, вплоть до судорог, или патологическое торможение, вплоть до комы и параличей, и другие выраженные клинические, морфологические и функциональные признаки.

Проявлениями воспалительной реакции организма на внешнее воздействие являются боль, чувство жара, покраснение, припухлость и нарушение функций пораженного участка. При этом наблюдаются изменения температуры тела, частоты дыхания и пульса, артериального давления, иммунологических реакций, состава крови (цветовой показатель, гемоглобин, эритроциты, лейкоциты и др.).

В традиционной токсикометрии и токсикологии существует понятие порога вредного действия, который колеблется в широких пределах в зависимости от особенностей организма, возраста, пола и т.д. при токсическом воздействии одной и той же интенсивности.

Экспериментальные исследования влияния токсических воздействий различных факторов (в том числе и материалов медицинского назначения) проводят на животных: мышах, крысах, морских свинках, кроликах, кошках, собаках.

Разработаны методики моделирования интоксикаций и методы исследования функций органов и систем органов (нервной и сердечнососудистой систем, печени, почек) и репродуктивных функций живых организмов, подвергнутых интоксикации [25, 26]. Однако полученные результаты далеко не всегда удается адекватно перенести на человеческий организм.

Изучение биосовместимости абиотических материалов с живыми тканями обусловливает необходимость изучения тонких гистоморфологических и биохимических процессов при их взаимодействии.

В настоящее время в России и других странах существуют ГОСТы, устанавливающие критерии, которые позволяют контролировать изделия для медицинского применения с точки зрения их безопасности. Исходя из этих критериев, проводят определенные физические испытания и химические анализы (в частности, на содержание тяжелых металлов). Среди методов лабораторно-клинических исследований отметим следующие [24]:

  • 1) испытания материалов:
    • - реплантация;
    • - культура ткани;
    • - свертывание крови;
  • 2) испытания экстрактов материалов:
    • - быстрая интоксикация;
    • - кожные реакции;
    • - испытания на пирогенные вещества;
    • - испытания на гемолиз.

Так, метод культуры тканей, разработанный авторами [27], позволяет количественно оценить закономерности клеточных изменений, механизмы физиологического или фармакологического действия, степень гистотоксичности и пр. Для этих целей эксплантаты различных тканей и органов помещают на поверхность исследуемых образцов материалов. Оценка гистотоксичиости осуществляется путем учета морфологических изменений растущих клеток, а также путем измерения общей площади зоны их роста. Другая методика состоит во внесении в специальную среду из живой ткани экстрактов материалов. Токсичность оценивают путем учета густоты растущего монослоя и количества дегенерирующих в нем клеток.

Тестирование и оценка по данным предусмотренных ГОСТами испытаний являются обязательными для материалов медицинского назначения. Однако получение положительных оценок при лабораторных исследованиях еще не означает, что данный материал может быть квалифицирован и зарегистрирован как биосовместимый. Так, испытания на свертывание крови осуществляются обычно in vitro и по всем показателям резко отличаются от контактирования с кровью in vivo.

Исключительные сложности представляют испытания in vivo: во-первых, ввиду очень больших расхождений получаемых данных; во-вторых, из-за трудностей, связанных с объективной интерпретацией и выражением результатов; наконец, в-третьих, эти испытания требуют длительного времени и значительных материальных вложений. Таким образом, необходимым является предварительный анализ in vitro. Однако создание in vitro аналоговой модели, имитирующей биологическую систему, представляет исключительные трудности во всех аспектах. Ввиду этого весьма часто приходится сталкиваться с невозможностью найти взаимокорреляционные зависимости между наблюдениями и их результатами in vitro и in vivo.

Таким образом, разработка надежных методов оценки, является одной из первоочередных задач в сфере исследования биосовместимых материалов.

Клеточные реакции на инородные тела

Любой инородный материал, находящийся в ране, влияет на процессы ее заживления. В табл. 1.9 приведены основные форменные элементы крови, участвующие в развитии воспалительной реакции тканей и сред организма в ответ на введение абиотического материала [4].

Таблица 2.9

Форменные элементы крови, участвующие в развитии воспалительной реакции биологических тканей и сред, контактирующих с инородными материалами

Названия клеток

Физиологические особенности

Эритроцит

Тучная клетка

Фибробласт

Гигантские клетки инородного тела Многоядерные клетки Г истиоциты

Лейкоциты

Лимфоциты Моноциты

Красная кровяная клетка

Клетка соединительной ткани, содержащая в цитоплазме жировые включения

Клетка соединительной ткани, которая затем дифференцируется либо в остеобласт, либо в хондробласт, либо в коллагенобласт, образующий фиброзные ткани

Большие клетки, происходящие из макрофагов в присутствии инородного тела

Большие клетки, имеющие несколько ядер

Большие фагоцитарные интерстициальные клетки, образующие часть ретикулоэндотелиальной системы Любые бесцветные амебовидные клетки, включающие в основном белые кровяные тельца

Обычно маленькие кровяные тельца

Большие кровяные клетки

Полиморфно-ядерные лейкоциты

Макрофаги

Соединительно-тканные клетки

Моноядерные клетки Фагоцитирующие клетки фиксированные свободные

Плазматические клетки

Круглые клетки

Большие кровяные клетки амебовидные с неправильными ядрами

Название больших моноядерных блуждающих фагоцитарных клеток, образующихся в тканях Клетки с малоизвестными физиологическими функциями

Любые клетки с одним ядром

Любые клетки, поглощающие микроорганизмы, другие клетки или инородные частицы, или фиксированные клетки ретикулоэндотелиальной системы, свободные полиморфно-ядерные лейкоциты и макрофаги Сферические или эллипсовидные клетки, функционально вовлеченные в синтез гамма-глобулинов

Любые клетки, имеющие округлую форму, особенно лимфоциты

Обычно полиморфно-ядерные лейкоциты накапливаются вокруг инородного тела, затем появляются макрофаги. Эти клетки видны на рис. 2.4,а. В некоторых случаях они становятся очень большими, достигая в диаметре нескольких микронов, что позволило назвать их гигантскими клетками инородного тела (рис. 2.4,6). Они имеют большое количество ядер, стремящихся локализоваться, в цитоплазме отмечаются частицы инородного материала в случае благоприятных условий. Эти гигантские клетки часто организуются таким образом, чтобы прилегать к инородному телу, в то же время появление гигантских клеток является деятельностью фибробластов. В результате этого инородное тело окружается фиброзной тканью. В некоторых случаях, когда материал имплантата физически и химически абсолютно инертен, реакция не отличается от обычного заживления раны. Макрофаги, которые появляются в начале реакции заживления, могут не образовывать гигантских клеток инородного тела, и в конце концов образуется только несколько утолщенный фиброзный шов. Часто он менее васкуляризирован и содержит меньше клеточных элементов. В результате этой реакции тканей инородное тело окружается капсулой из фиброзной ткани, что рассматривают как наиболее благоприятный исход, так как материал в этом случае оказывается практически вне организма и дальнейшие реакции отсутствуют [4].

Клеточные реакции на инородное тело

Рис. 2.4. Клеточные реакции на инородное тело: а - скопления полиморфно-ядерных лейкоцитов, окрашенных в поле разреза метилальфацианакрилатом;

б - гигантоклеточная реакция на инородное тело - гранулированный полиэтилен [4]

Воспалительный процесс предполагает и сосудистую реакцию тканей на раздражитель. Различают острое и хроническое воспаление. В первом случае имеется экссудация жидкости, появление клеток в тканях в ответ на раздражение. Хроническое воспаление включает локальные клеточные изменения и отсутствие экссудата, хотя в некоторых случаях оба вида воспаления трудно различить.

Клеточная реакция, для которой характерно появление полиморфноядерных лейкоцитов, макрофагов, фибробластов и других клеток, заканчивается грануляцией тканей. Грануляция возникает или при инфицировании, или при наличии инородных тел. Заживление ран в этом случае затягивается, шрам или фиброз ткани становится значительным. Последним типом реакции является омертвление, или некроз.

На клеточную реакцию оказывают влияние химическое, механическое, тепловое воздействие инородного материала, а также его форма и размеры.

Особое значение приобретает реакция организма на инородный материал при использовании его в качестве имплантируемого эндопротеза временного или пожизненного действия. Обобщение возможных типов реакции тканей на имплантацию полимеров приведено на рис. 2.5.

Авторы [4] выделяют четыре основных вида реакции тканей на имплантаты. Первый тип - минимальная реакция на материал, когда отмечается только несколько большее, чем обычно, разрастание фиброзной ткани. В результате развивается слой фиброзной ткани, стремящейся отделить остальные ткани от имплантированного материала. Такие реакции наблюдаются при использовании твердых полимеров, таких как ПТФЭ, ПММА, полиэтилен, полипропилен и, конечно, силаксан. Толщина и характер фиброзного слоя изменяются в зависимости не только от материала, но и от характера операционной травмы.

Более важны три других типа реакции: они связаны с различными факторами, касающимися имплантированных материалов. Реакция может быть вызвана температурой при полимеризации материала in situ, химическим воздействием, которое обусловлено химической реакцией между полимером и тканями, наконец, физическими данными имплантированного приспособления. Во всех трех случаях степень реакции крайне разнообразна и может проявляться, например, некрозом ткани, хроническим или острым воспалением с наличием гигантских клеток инородного тела.

Растворимый шовный материал из некоторых термореактивных смол

МИНИМАЛЬНАЯ РЕАКЦИЯ

Силиконизированная резина, полиэтилен, полипропилен и ПТФЭ (политетрафторэтилен - тефлон). ПММА (полиметилметакрил атакрил)

Пористые полиэтилен, поливинил-ал ко голь, полиНЕМА

Острая умеренная воспалительная реакция

РЕАКЦИЯ, ОБУСЛОВЛЕННАЯ ХИМИЧЕСКИМ

РАЗДРАЖЕНИЕМ

Тяжелая хроническая воспалительная реакция

Нестойкие термопластические материалы с токсическими добавками

Тонкий слой фиброзной ткани

Слой некротической ткани

Ткань, прорастающая в имплантированный материал

РЕАКЦИЯ НА

ФИЗИЧЕСКИЕ ФАКТОРЫ

Воспалительная реакция

на гранулированный материал

Некоторые материалы, полимеризующиеся на месте

Г ранулы

ПТФЭ (тефлон), ПММА (акрил), нейлон

НЕКРОЗ

Рис. 2.5. Схематическое изображение видов реакции тканей на имплантацию полимеров [4]

Обычно некроз является следствием температурной травмы. Это может происходить при полимеризации in situ полиметилметакрилата, некоторых видов полиуретана и, возможно, клея метил-2-цианакрилата. Весьма вероятно, что химическое воздействие также может привести к некрозу. В этих случаях возникает локальное поражение. Точно не известно, насколько химическая структура полимеров оказывает влияние на реакцию тканей. В тех случаях, когда в результате этих реакций материал распадается на фрагменты, может присоединиться и физический фактор влияния на окружающие ткани организма. Используемые в настоящее время полимеры не вызывают воспалительных реакций тканей, если только в них не вводятся токсические добавки. В общем, если используемые имплантаты не имеют таких геометрических и физических свойств, которые вызывают воспалительные реакции (губки и гранулы), или при разрушении они не образуют мелкие фрагменты, то в этих случаях не возникает выраженных тканевых реакций. Тем не менее в ряде случаев могут наблюдаться химические реакции, если используются полиэлектролитные комплексы, полимеризующиеся клеи in situ или эпоксидные смолы.

Таким образом, физические факторы играют большую роль в определении реакции тканей на имплантат. Большинство воспалительных реакций тканей на имплантацию может быть отнесено к неправильным геометрическим формам или физическому состоянию материала. Гранулы ПТФЭ образуются при износе протеза тазобедренного сустава, полимеризации поливинилалкоголя или при применении губки из полигидроксилометакрилата при протезировании молочных желез и т.д. В данном случае степень реакции весьма вариабельна. В ряде случаев наблюдается фиброз, который впоследствии оссифицируется или кальцифицируется.

Появление гранул в тканях сопровождается либо острой, либо хронической воспалительной реакцией, в некоторых случаях острая воспалительная реакция переходит в хроническую. Необходимо отметить, что имеется определенная связь между физическим состоянием материала, например гранулы, и степенью реакции тканей. Имплантаты в виде гранул весьма редко используются на практике, так как редко достигается положительный эффект. Таким образом, размер гранул не имеет практического значения. В связи с тем, что гранулы появляются в двух случаях: при износе материала и разрушении того или иного типа материала (например, клея), наиболее важным является степень проникновения гранул в ткани. Скорость образования гранул ПТФЭ значительно больше, чем у полиэтилена высокого давления, используемого для протезирования тазобедренного сустава, где реакция является значительно более острой. Однако несмотря на это, нет данных о количестве гранулированного материала, который может быть в тканях и не вызывает воспалительного процесса, что также зависит от большого числа факторов. Неизвестны оптимальные размеры пор в губчатых материалах, которые можно имплантировать, не вызывая образования фиброза тканей или оссификации.

При постоянном воздействии имплантата на ткань существенным может оказаться влияние продуктов распада на органы и среды, даже отдаленные от места имплантации.

Токсичность материалов

Систематизированные данные о токсичности материалов отсутствуют, поэтому ограничимся некоторыми сведениями, приведенными в [4]. Заметим, что эксперименты проводились на животных.

Металлы. При попадании свинца, бериллия и ртути возникает интоксикация живого организма с болезненными проявлениями. Поэтому все применяемые в медицине материалы проходят тщательный контроль на содержание этих металлов (допустимая концентрация ~10'4 %).

Пероральное и внутривенное введение кобальта безвредно, так как он практически не абсорбируется и быстро выводится. Большая часть оставшегося кобальта накапливается в печени и почках.

При использовании чистого никеля возможно возникновение дерматитов и канцерогенеза.

Во всех работах отмечается отсутствие токсичности титана и тантала.

Молибден считается малотоксичным металлом, выделяется из организма очень быстро и практически нигде не накапливается.

Серебро накапливается в организме довольно быстро, главным образом в ретикулоэндотелиальной системе. Накопление серебра в тканях называется аргирозом. Такое явление весьма опасно для организма и возникает при работе с этим металлом. Отравление серебром, как острое, так и хроническое, возможно после приема лекарств, содержащих препарат серебра. Местный аргироз может быть, например, в глазу, где часто накапливается серебро.

Абсорбция вольфрама при приеме внутрь в кишечнике незначительная, в большинстве случаев металл накапливается в костной ткани или селезенке. У человека накопление вольфрама приводит к незначительной системной токсичности.

Таким образом, любое проявление токсичности, связанное с применением имплантата, обусловлено медленным рассредоточением металла в организме. Работы последних лет указывают на возможность тканей прорастать в поры материала. Отмечено вполне хорошее прорастание костной ткани в пористые титановые имплантаты. При изменении степени чистоты обработки поверхности не обнаружено выраженных изменений в реакциях тканей.

Полимеры. Реакции тканей на полимерные материалы менее изучены по сравнению с реакциями на металлы. Отдельные аспекты токсичности полимеров уже обсуждались.

Среди материалов, которые не проявили признаков токсичности при введении через рот испытуемым животным, можно назвать силиконовую резину, полипропилен, полиэтилен низкого давления, политетрафторэтилен, полистирол, поливинилхлорид, растворимые в воде эфиры целлюлозы и сходные материалы.

Токсичными для живых организмов являются мономеры и катализаторы, используемые в процессе полимеризации. Эти вещества могут присутствовать и в конечном продукте - полимерах.

Радикалы формальдегида являются умеренно токсичными веществами при вдыхании или попадании на кожу. Формальдегид используется в качестве стерилизанта и компонента ряда пластмасс. Он может вызвать раздражение слизистой оболочки глаз, отек легких.

Степень токсической реакции организма на полимеры зависит от физических форм имплантата. Действие жидкого или твердого полимера совершенно различно [4].

Имеются сообщения о том, что при длительном пребывании поливинилхлоридных катетеров в организме они вызывают нежелательные явления. Токсические проявления связывают с действием пластификаторов -органических веществ с низкой молекулярной массой, которые могут выделяться из полимера в окружающие ткани.

Обычно макромолекулы чистых полимеров с большой молекулярной массой обладают малыми токсическими свойствами. Чем больше молекулярная масса полимера, тем меньшей способностью к растворению в тканях и жидкостях организма обладает полимер, тем его токсические свойства меньше.

Гемосовместимость

Наиболее важным аспектом биологической совместимости материалов является их сродство с кровью. Пока кровь протекает по естественным сосудам, никаких проблем не возникает. Однако применение аппарата “сердце-легкие” или искусственной почки сразу же вызывает необходимость отвода крови из организма и создания внеорганной циркуляционной цепи, а это чревато опасностью свертывания крови в той или иной части цепи. Так, катетеризация кровеносных сосудов (для исследования состояния их поверхности или измерения кровяного давления) часто сопровождается образованием тромбов, которые облепляют катетер и в конечном счете закупоривают сосуд.

Совместимость абиотических материалов с кровью зависит от гомореологических параметров, возможности повреждения ретикулоэндотелиальной системы, а также сложного строения самой крови.

Кровь представляет собой соединительную ткань сложного строения, которая выполняет много важных функций. Напомним, что кровь составляет от 6 до 8 % общей массы человека. До 40-45 % (по объему) всей крови приходится на долю форменных элементов - эритроцитов, лейкоцитов, тромбоцитов и других кровеобразующих составляющих. Остальная часть крови - плазма, в которой клетки - форменные элементы крови находятся во взвешенном состоянии. Если из плазмы удалить фибриноген, то останется кровяная сыворотка.

Ток крови соприкасается с поверхностью сосудов, которые находятся в пульсирующем режиме и являются эластичными. Режим тока крови в норме всегда ламинарный, что создает определенную ориентацию элементов крови в потоке, уменьшающую возможность тромбообразования.

Способность крови свертываться и препятствовать тем самым геморрагии (кровотечению) при травмировании сосудов есть одно из проявлений естественного регулирующего механизма, в частности адаптационной способности организма к внешним воздействиям. Однако при диагностировании, лечении с применением абиотических материалов и во многих других случаях такое свойство крови вызывает нежелательные последствия.

К биосовместимым относятся и такие материалы, которые способствуют быстрейшему свертыванию крови, и такие, которые, наоборот, антитромбогенны, т.е. материалы диаметрально противоположного назначения.

Инородные материалы, находящиеся в контакте с кровью, могут оказывать на нее вредное воздействие. Наиболее сильное -тромбообразование, или гемокоагуляция. Возможно также снижение срока жизни красных кровяных телец, разрушение тромбоцитов и абсорбция или денатурация белков. Некоторые из реакций взаимодействия инородной поверхности и крови (протеинов, эритроцитов и тромбоцитов) также являются стадиями тромбообразования.

Известно, что под действием ферментов, растворяющих фибрин, плазмин или фибринолизин, уже образовавшийся тромб способен рассасываться [24]. Как правило, пока кровь не начала вытекать из сосудов раны, процесс тромбообразования не инициируется. Вместе с тем на поверхности искусственных клапанов, вживляемых в полости сердца, насосов искусственного сердца, искусственных кровеносных сосудов и других инородных субстанций, тромбы образуются спонтанно. Возникает вопрос: какие физико-химические и прочие свойства инородного материала связаны с тромбообразованием и, наоборот, с антитромбогенностью.

Модели, рассматривающие влияние инородного тела на клеточные элементы крови, учитывают энергию взаимодействующих поверхностей, образование двойного электрического слоя из заряженных частиц и другие факторы [4, 24].

Авторы [24] рассматривают два направления, две разные методики подхода к вопросу. Первая ориентируется на такие характеристики, как поверхностное смачивание, поверхностное натяжение, свободная поверхностная энергия и прочие параметры, вычисляемые по углу смачивания. Второй подход базируется на электрических характеристиках полимерного материала, контактирующего с живой тканью, таких как поверхностный динамический заряд, разность потенциалов. В этом случае полимерный материал рассматривается как электрет.

Согласно первому из указанных подходов совместимость с кровью необходимо рассматривать только во взаимосвязи с явлениями, происходящими на поверхности раздела фаз. Есть сообщения [24], что антитромбогенные свойства материала обратно пропорциональны гидрофильности и уровню поверхностной энергии.

Логично поставить вопрос о факторах, обусловливающих исключительно хорошую гемосовместимость эндотелия кровеносных сосудов. В [24] описана модель структуры стенки кровеносного сосуда. Эта модель может дать ответ на поставленный вопрос.

На межфазной поверхности эндотелий-кровь существуют многочисленные электролитические группы, которые образуют двойной электрический слой толщиной до 1 нм. Свободная энергия межфазного слоя клетка - жидкая среда крайне мала. Значение межфазного сцепления (напряжения) не превышает (1-3)-10'5 Н/см (в некоторых случаях эта величина составляет даже 10‘6Н/см).

Одна из причин столь низкого уровня взаимного сцепления поверхностей состоит в том, что самый верхний слой клеток покрыт субстанцией, весьма богатой углеводами. Считается, что полисахаридные цепи последних, содержащие гидроксильные группы, очень сильно набухают и распространяются в область жидкой среды, омывающей клетки, растворяясь и, в конечном счете, сливаясь с ней. Эти полисахаридные цепи окружены извне большим количеством воды и, по всем данным, приобретают структуру, аналогичную строению гидрогелей (см. ниже). Предполагается, что толщина слоя такой структуры составляет от 10 до 30 нм. Модель строения поверхности плазмалеммы показана на рис. 2.6.

10-50 нм

Модель строения поверхности клеточной мембраны [24]

Рис. 2.6. Модель строения поверхности клеточной мембраны [24]

Гидрогель содержит воду, которая, в отличие от обычной, имеет квази-упорядоченную структуру. Подобное строение имеют не только эндотелий кровеносных сосудов, но и тромбоциты, и эритроциты.

Рассмотрение состава крови позволяет утверждать, что любая молекула воды находится от центра молекулы белка не далее, чем на расстоянии 10 нм, а от низкомолекулярного иона - в пределах 2 нм. Таким образом, молекулы воды находятся в квазиупорядоченном состоянии. Следовательно, и эндотелий кровеносных сосудов, и составляющие клеток, и разновидности белков крови окружены водой в описанной выше форме. Именно поэтому снижается энергия на границе между фазой эндотелия кровеносного сосуда, составляющими клеток и фазой плазмы крови.

Известно, что денатурация белковых молекул требует незначительных энергетических затрат. С другой стороны, если свободная межфазная энергия соответствует сцеплению фаз менее 2-Ю’5 Н/см, то на плоскости раздела фаз не возникают ни необратимая адсорбция белка, ни его денатурация. Изложенное является причиной того, что в нормальных сосудах кровь практически не свертывается.

Гидрофобные полимеры с малой поверхностной энергией, попадая в кровь, приобретают высокую межфазную энергию, вследствие чего легко начинаются денатурация и адсорбция белков плазмы (предположительно, и адгезия эритроцитов). Тем не менее вопрос о причинах более высокой гемосовместимости силиконов по сравнению с полиэтиленом или нейлоном все еще остается открытым.

Одно из возможных объяснений состоит в том, что при соприкосновении гидрофобного полимера с кровью его поверхность сразу же адсорбирует белок плазмы. Таким образом, на поверхности материала образуется белковый слой, который резко уменьшает возможность непосредственного контакта этой поверхности с тромбоцитами. Поскольку молекулы белка адсорбированы гидрофобными участками поверхности полимера, последняя приобретает гораздо большее сродство к воде, чем в первоначальном состоянии, т.е. до соприкосновения с кровью [24J.

Хорошая гемосовместимость синтетических гидрогелей, по-видимому, обусловлена тем, что вода в них в значительной мере способствует снижению межфазной энергии. Известно, что гидрофильные материалы, как правило, растворяются в воде. Однако при использовании соответствующих сшивающих агентов удается получить гели трехмерной ячеистой структуры с высоким содержанием воды, способные набухать в воде. Содержание воды в таких гидрогелях может изменяться от 35 до 90 %. Молекулы воды в гидрогелях строго ориентированы. Преимущество гидрогелей состоит не только в том, что они очень мягки, нежны и не травмируют живые ткани, но и в высокой проницаемости для различных субстанций [24].

Биологические системы также характеризуются значительным содержанием воды. Внешние слои эритроцитов, эндотелия кровеносных сосудов и других клеток состоят, как указано выше, из гелей углеводов (полисахаридов) с высоким содержанием воды.

Эта аналогия позволила сделать предположение о том, что среди синтетических гидрогелей существуют биосовместимые с кровью. Среди таких гелей назовем полиоксиметилметакрилат (poly-HEMA, выпускаемый под торговой маркой Hydron), а также полиакриламид, которые синтезируются с использованием сшивающих агентов [24]. Содержание воды в первом из указанных полимеров не превышает 40 %, тогда как во втором оно может быть значительно увеличено. Антитромбогенность гидрогелей возрастает пропорционально содержанию в них воды, однако физикомеханические свойства при этом резко снижаются.

Гидрогель, выпускаемый под фирменным названием Loplex 101, представляет собой полиионный комплекс полистиролсульфона натрия с поливинилбензилтриметиламмонийхлоридом. Специфичность технологии состоит в том, что можно получать продукты с небольшим избытком либо катионов, либо анионов [24]. Имеются сообщения о том, что, когда превалируют катионы, антитромбогенность гидрогеля несколько ниже.

Толщина привитой поверхностной пленки, содержание воды, химический состав, величина структурных ячеек и другие параметры оказывают на биологическую совместимость гидрогеля исключительно сложное, тонкое и многообразное влияние. Поэтому условия синтеза, регенерация и многие другие факторы, связанные с прививкой и использованием гидрогелей, еще неясны и требуют исследований.

В последнее время синтетические гидрогели не только используются в качестве антитромбогенных материалов, но и получают широкое применение как материалы, удачно контактирующие с живой тканью. Исследование разницы во взаимодействии между гидрогелями и гидрофобными полимерами с живыми клетками дает картину, представленную схематически на рис. 2.7 [24]. В случае, когда живая клетка входит в соприкосновение с гидрогелем, на поверхности контакта вполне возможен обычный обмен веществ через оболочку клетки без изменения концентрации воды, ионов и растворенных веществ, а оболочка сохраняет нормальное состояние. Если же клетка соприкасается с гидрофобным полимером, то состояние поверхности контакта сразу же резко отходит от нормальных биологических условий. Вследствие этого клетки легко поддаются адгезии, деформационным изменениям и разрушению. Относительно клинического использования гидрогелей сообщалось, что непосредственное введение их в живой организм сопровождается лишь минимальным травмированием тканей [24]. Поэтому можно сделать вывод, что гидрогели весьма перспективны с точки зрения биосовместимости и их дальнейшие разработки являются весьма желательными.

1

Г идрогель

Рис. 2.7. Модели поверхностей соприкосновения живой клетки с гидрогелем (слева) и с гидрофобным полимером (справа) [24]: 1 - нормальный мембранный потенциал; вода, ионы и растворы низкомолекулярных веществ могут диффундировать;

2 - аномальный мембранный потенциал; концентрация ионов упала, пропускание веществ резко снижено

Гидрофобный полимер

Известно, что адгезия клеток культуры тканей на поверхности синтетического полимера во многом аналогична поведению эритроцитов в таких же условиях. Из этой аналогии следует, что затрудненная адгезия клеток живой ткани на поверхности инородного тела, введенного в организм, свидетельствует о хорошей биосовместимости этих сред. Понятно, что наиболее благоприятным в этом аспекте будет полимер, адсорбировавший гидрогель или альбумин. Именно такие полимеры, поверхность которых покрыта гидрогелем, а основные свойства (необходимые для медицинского использования) сохранены, являются одними из наиболее перспективных материалов.

Другая модель тромбообразования в результате реакции крови с поверхностью инородного тела основана па том, что на любой абиотической поверхности происходит адсорбция протеинов крови, независимо от того, является ли инородный материал инициатором тромбообразования или нет [4].

Природа адсорбированного слоя протеинов плазмы крови зависит от величины и чувствительности к разности потенциалов, которая появляется в конце концов на поверхности. Протеины состоят из молекул с определенным потенциалом. Эти молекулы подвергаются воздействию вновь образованного поверхностного потенциала. Чем больше положительный потенциал поверхности по отношению к крови, тем более вероятно, что эта поверхность создаст условия для тромбообразования. Для этого адсорбированный слой должен быть достаточно проводящим [4, 24].

Чем выше электроотрицательность металла, тем он менее инертен по отношению к крови и в то же время обладает весьма положительными антитромбогенными свойствами [4]. В этом отношении очень показателен магний, который образует нетромбогенную поверхность, но имеет очень высокую степень коррозии и быстро разрушается в жидкостях организма, вызывая острую реакцию окружающих тканей на инородное тело. При этом наблюдается значительное разрушение форменных кровяных телец.

Некоторые полимеры (например, фторопласт-4) можно изготавливать, искусственно изменяя поверхностный потенциал с помощью электретного эффекта [4]. Электрет - это диэлектрик, имеющий постоянный внутренний заряд. При этом чем меньше поверхность материала ионизирована (т.е. чем выше электроотрицательность), тем ниже тромбогенная активность материала.

У большинства материалов (полипропилен, политетрафторэтилен, натуральная резина, полиэтилентерефталат) время тромбообразования in vitro изменяется от 8 до 13 мин. Силиконовая резина менее тромбогенна - время тромбообразования составляет около 20 мин. Отметим, что изучение процессов тромбообразования in vivo чрезвычайно затруднительно, поскольку очень сложно изучать явление в динамике. Поэтому реальные условия тромбообразования на поверхности материалов исчерпывающим образом еще не истолкованы.

Имеется три категории тромборезистентных поверхностей:

  • 1) гепаринизированные поверхности;
  • 2) поверхности с анионным радикалом;
  • 3) поверхности относительно инертных материалов.

Гепарин является кислым мукополисахаридом с побочными сульфатными группами и, вследствие наличия отрицательного потенциала, является одним из наиболее активных антитромбогенных веществ, впоследствии выделяемых из организма. Обычно на поверхность материала наносится подслой коллоидного графита, который прочно соединяется с анионами гепарина. Иногда гепарин вводится непосредственно в состав таких термостойких полимеров, как полиуретаны.

Особенность действия антикоагулянтов типа гепарина состоит в том, что они лишают способности свертываться всю кровь, циркулирующую в биологической системе, и тем самым предельно облегчают ее выведение из организма. Вместе с тем здесь же таится и крайне серьезная опасность полной гемофилии, поэтому антикоагулянтами можно пользоваться лишь в течение очень короткого времени [24].

Для получения постоянного высокого отрицательного потенциала поверхностей, обеспечивающего антикоагулянтные свойства при полимеризации, применяют также поверхностно-активные анионные мономеры (например, акрилатов), создают электретные слои.

К относительно инертным материалам, проявляющим хорошие тромборезистентные свойства, принадлежат пироуглерод, фторированная силиконовая резина, сегментированный полиуретан и его производные, гидрон (полигидрооксиэтиленметакрилат) и стеллит (сплав кобальта, хрома и никеля), особенно если он обработан металлографической жировой полировкой [4].

Все указанные выше поверхности имели тромборезистентные свойства при испытании стандартных колец, имплантированных в полую вену.

Результаты испытаний представлены в табл. 2.10.

Таблица 2.10 Антитромбогенные поверхности: виды тромборезистентных покрытий поверхностей и их поведение в стандартных условиях в полой вене при имплантации образца в виде кольца [4]

Виды поверхностных покрытий

% колец с выраженным формированием тромба на поверхности

через 2 ч

через 2 нед.

Гепаринизированные поверхности

Графитбензал конийхлоридгепарин на жестком полимере Тридодецилметиламмонийхлоридгепарин на полимере

Введение гепарина в эпоксидные пластмассы

Поверхности с анионным радикалом или с наведенным отрицательным потенциалом

Катионный полимер + преобладание анионного полимера

Акриловый мономер + анионный сурфактант

Электреты с наведенным отрицательным потенциалом на поверхности

Целлюлоза с карбоксильными группами

Относительно инертные материалы: пиролитный углерод альбумииат полистерена фторсилоксаи

акриловый гидрогель сегментированный полиуретан кополимер полиуретанполидиметилсилоксана графитополиуретановое покрытие поливинила

металлографическая жировая полировка стеллита-21

  • 0
  • 20
  • 0
  • 0
  • 0
  • 0 0
  • 0 0
  • 20 100
  • 0
  • 20
  • 20
  • 0

Важность процесса оседания тромбоцитов на инородной поверхности с предварительным образованием на ней пленки протеина в проблеме биосовместимости стимулировала исследования по использованию имплантатов с предварительно нанесенной пленкой протеина. Получены обнадеживающие результаты, причем во многих случаях осажденные 169

протеины становились более стабильными, чем в естественном растворенном состоянии [4].

Одной из возможностей повышения тромборезистентности материалов является покрытие их поверхностей дакроновым велюром, который проявил способность прорастания эндотелия из крови пациента. Когда поверхность материала покрывается эндотелием, опасность тромбоза практически исчезает. Модификацией метода является использование фибринного коллагена, покрывающего велюр и представляющего собой антитромбогенное покрытие, возникающее сразу после имплантации. Применялись и другие материалы, но с меньшим успехом [4].

Как отмечалось выше, взаимодействие инородного материала с кровью может также привести к гемолизу. В сердечно-сосудистой системе различные компоненты крови находятся в состоянии динамического равновесия, при котором разрушение и восстановление - управляемые взаимосвязанные процессы. Если равновесие нарушается вследствие введения протеза, происходит преждевременное старение либо разрушение компонентов крови.

Более всего воздействию подвержены эритроциты, ускоренное разрушение которых, называемое гемолизом, сопровождается выделением свободного гемоглобина из-за присутствия протеза в русле сосуда. Обычная продолжительность существования эритроцитов достигает четырех месяцев, однако в условиях контакта с инородным телом резко возрастает опасность физического травмирования крови.

В табл. 2.11 иллюстрируется увеличение содержания гемоглобина в крови при гемолизе: видно, что стекло и силиконовые каучуки имеют сравнительно благоприятные свойства. Однако не стоит слишком высоко оценивать результаты, полученные in vitro. Внутри организма реакция зависит от сложного комплекса характеристик: состояния поверхности материала, возможности образования агрегаций, разрушения эритроцитов, денатурации и адсорбции белков, иммунных процессов и других факторов [24].

Кроме эритроцитов, ускоренному разрушению могут подвергаться тромбоциты и протеины плазмы крови, следствием чего является повышенное тромбообразование.

Таким образом, в высшей степени насущным является создание такого материала, который, во-первых, не нарушал бы естественного регулирующего механизма, т.е. свертывания крови, во-вторых, совершенно не вызывал бы тромбообразования.

Таблица 2.11

Влияние некоторых полимерных материалов на свертываемость крови и гемолиз (in vitro) [24]

Полимер

Скорость коагуляции, мин

* Гемолиз

Полистирол

12

16

Полиэтилен

11

25

Силиконовый каучук

20

5

Полипропилен

12

14

Целлофан

6

Винил пиридинбутадиеновый каучук

12

37

Тефлон

10

27

Естественный каучук

8

13

Эпоксидная смола

13

Поливинилфторид

10

Поливинилиденфторид

12

Гидрированный каучук

9

46

Этиленпропиленовый каучук

13

14

Этиленбутадиеновый каучук

12

15

Фторсиликоновый каучук

8

14

Полиэтилентерефталат

10

Стекло

3,5

3

* увеличение гемоглобина, мг/100 мл крови.

В табл. 2.11 приведены результаты испытаний in vitro некоторых синтетических материалов на ускорение коагуляции крови. Цель экспериментов состояла в том, чтобы определить время, протекающее до полного свертывания крови (по методу Ли-Уайта). На основании этих результатов можно заключить, что при контактировании с поверхностью стекла коагуляция крови максимально ускоряется, тогда как силикон стимулирует процесс весьма слабо.

Наряду с указанным выше способом оценки гемосовместимости материалов по времени формирования тромба на поверхности кольца, имплантированного в полую вену, существуют и другие методы. Один из них заключается в специальной подготовке человеческой крови донора и инкубировании ее в контакте с испытуемыми материалами, а также с “плохим” (стекло) и “хорошим” (гидрон) эталонами гемосовместимости при температуре +37 °С. При этом контакт крови с воздухом исключается. Метод дает величину протромбинового индекса в секундах. Чем меньше время тромбообразования на исследуемой поверхности, тем хуже гемосовместимость изучаемого материала [27].

Подчеркнем, однако, что создание вне организма тех же условий и состояния потока крови, как внутри его, совершенно исключено. Поэтому необходимы дальнейшие фундаментальные исследования процессов взаимодействия живых тканей с абиотическими средами с помощью самых современных методов. К таким методам относятся спектроскопия инфракрасного (ПК) и ультрафиолетового (УФ) диапазонов, флюорографический анализ, лазерная и дисперсионно-вращательная спектроскопия, круговой дихроизм, ядерный и электронно-спиновой резонансы, гистологическая и гистохимическая микроскопия и др. [24, 28]. Такие исследования охватывают кинетику биохимических реакций адсорбированного белка с тромбоцитами и механизмы тромбообразования на поверхности абиотических материалов; рассматривают процессы на гистологическом и цитологическом уровнях.

Опухолеобразование

Еще в 1941 г. Тарнер обнаружил, что диск из фенолформальдегида (бакелит), подкожно имплантированный крысе, через 2 года вызвал образование опухоли. Это было первым наблюдением, показавшим, что материал, имплантированный в живой организм, может вызвать новообразования и злокачественные изменения в окружающих тканях.

В [4] приведено определение опухоли, согласно которому опухоль - это ненормальная масса тканей, рост которых не соответствует росту нормальных тканей и продолжается после того, как исчезает необходимость роста. Опухоли могут быть злокачественными и доброкачественными. Последние являются локализованными, неагрессивными образованиями в отличие от злокачественных, которые способны метастазировать и быстро расти, захватывая окружающие ткани, и являются, таким образом, значительно более враждебными. Причины образования опухолей многочисленны, к ним относятся физические, химические и биологические раздражители.

Из всех химических веществ в канцерогенезе наиболее активными являются углеводные соединения [4]. Некоторые металлические порошки и соли металлов при введении животным вызывают образование опухоли. Например, порошок кобальта или никеля может способствовать возникновению саркомы у крыс [4]. При образовании опухолей возникают изменения в структуре и составе клетки: изменяется митоз ядра и объем цитоплазмы. Механизм действия канцерогенных веществ остается неясным. Для превращения нормальной клетки в опухолевую требуется определенное время. Продолжительность скрытого периода зависит от вида животного и может составлять от 5 месяцев у мышей до 5-15 лет у человека. Поскольку эксперименты по изучению канцерогенности различных материалов проводились чаще всего па грызунах, трудно соотнести полученные результаты с аналогичными явлениями в организме человека. Хотя абиотические вещества применяются в медицине (в том числе в качестве протезов) уже длительное время, проблема канцерогенеза не возникала. Однако если используемые материалы канцерогенны, то опухоль может быть обнаружена у человека через 15-20 лет. В то же время не исключено, что полученные данные не имеют к человеку никакого отношения, а являются следствием подверженности грызунов опухолевым заболеваниям.

Таким образом, исследование материалов, вживляемых в организм, с точки зрения их канцерогенности и способности вызывать те или иные аномалии, является чрезвычайно затруднительным из-за того, что очень велика продолжительность зоологических экспериментов; вместе с тем важность таких исследований на цитологическом уровне несомненна.

Совершенно ясно, что еще очень многое необходимо исследовать и понять в проблеме биосовместимости и реакции живых тканей на абиотические материалы. Экспериментальные исследования на животных и клинический опыт дают некоторое представление о характере этих реакций. Между тем требования, предъявляемые к материалам медицинского назначения, исключительно разнообразны и многогранны, а потому дать однозначную и исчерпывающую характеристику биосовместимости - задача в высшей степени затруднительная. Необходимо рассматривать конкретное содержание, вкладываемое в понятие совместимости, применительно к целевому назначению каждого отдельного материала.

 
Посмотреть оригинал
< Пред   СОДЕРЖАНИЕ   ОРИГИНАЛ   След >