Биодеструкция имплантируемых материалов

Биодеструкция (биодеградация, биорезорбция) — это разрушение сложных соединений/структур в результате деятельности живых организмов.

В ряде ситуаций разрушение имплантируемого материала (эндопротезы суставов, стенты, сердечные клапаны и т. д.) является крайне нежелательным [247]. В то же время биодеградация таких полимерных материалов как рассасывающиеся хирургические нити, коллагеновые «заплатки» для защиты анастомозов, матрицы для роста клеток кожи после ожога желанна и прогнозируема [97,151,210]. На процесс биодеструкции в значительной степени влияют такие характеристики материала как химический состав, кристалличность, молекулярный вес, поверхностные свойства материала, агрессивность среды, в которой находится материал, а также природа реагента [24,25,96,149,205,235].

Биоматериалы способны разрушаться в результате ряда процессов [227,226,248,266]. К этим процессам относятся: гидролитическая деструкция (неферментативный гидролиз, ферментативный гидролиз, окислительная деструкция, катализ ионами металлов); клеточная деструкция; бактериальная деструкция; механодеструкция.

Известно, что биодеструкция обычно идет путем неферментативного и ферментативного гидролиза, причем параллельно и вне зависимости от характера и вида окружающей среды [25]. Однако, чем ниже уровень рН среды, тем быстрее происходит деструкция. На практике это проявляется в условиях воспалительного ацидоза. Как правило, в таких условиях процессы биодеградации протекают быстрее [182].

В экспериментах in vivo скорость биодеградации всегда намного выше, чем в исследованиях in vitro, сколь бы тщательно не воссоздавалась модель гидролитической деполимеризации [22,24,182]. Более того при имплантации материала в живые ткани, даже на фоне сохранения размера и формы имплантата, характер его поверхности постепенно меняется, т. е. на ней появляются трещины, углубления, не соответствующие по степени «разрушительности» изменениям внутренней структуры. Эти наблюдения явились причиной поиска еще одного механизма биодеградации — ферментативного. [145].

По разным данным, скорость ферментативной деградации превышает скорость гидролитического разрушения в 2−1000 раз [145]. Поскольку достаточно крупные гидрофильные молекулы фермента не могут проникнуть внутрь гидрофобного материала, ферментативная деструкция протекает на поверхности материала. Поэтому в отличие от гидролитической деградации интенсивность процесса ферментативного разрушения в значительной степени зависит от площади поверхности имплантата, а в микрочастицах — от их формы и размера. [25].

Еще один механизм биодеградации — окислительная деструкция — связан с воздействием на ткани активных форм кислорода (свободных радикалов и гидроперекисей), которые постоянно образуются и секретируются различными клетками и являются сигнальными молекулами, а также с промежуточными продуктами синтеза различных соединений [182]. Форсированное образование макрофагами активных форм кислорода (оксидативный или респираторный взрыв) характеризует основной этап воспалительного процесса, обеспечивающий одновременно и санацию области повреждения.

Клеточная деградация подразумевает поглощение и переваривание олигомеров в фагосомах макрофагов и гигантских клеток инородных тел, т. е. фагоцитоз [182].

При имплантации инородного материала в мягкие ткани моментально возникает местная воспалительная реакция, которая на ранних этапах характеризуется появлением большого количества полиморфоядерных лейкоцитов, а затем моноядерных клеток (макрофагов и лимфоцитов) [145,219]. Считается, что именно фагоцитирующие макрофаги ответственны за биодеструкцию имплантируемых материалов. В ходе воспалительного процесса фагоцитирующие клетки мигрируют из сосудистой системы к месту имплантации. Клеточная миграция сопровождается высвобождением метаболических продуктов, таких как перекись водорода и лизосомальные ферменты, концентрация которых на границе раздела «клетка-материал» резко возрастает. Поглощение частиц клеткой включает три этапа: 1) эндоцитоз; 2) трансформация захваченного материала (разложение субстратов до низкомолекулярных фрагментов) 3) удаление неперевариваемых остатков за пределы клетки (экскреция) [41]. Окислительная и ферментативная деградация биоматериалов наиболее вероятна в зоне взаимодействия клетки с имплантатом [215,223,228,257].

Биодеструкция материала в организме протекает, в основном, за счет клеток двух типов — макрофагов, осуществляющих фагоцитоз мельчайших частиц полимера, и гигантских клеток инородных тел, осуществляющих его лизис [218,258]. Доля клеточного компонента биодеструкции обычно тем сильнее выражена, чем больше развита поверхность полимера, например, у пористо-губчатых имплантатов или на более поздних этапах деструкции полимеров при увеличении их поверхности [101,220]. Эта закономерность сохраняется для полимеров простого состава, как правило, подвергающихся неферментативному гидролизу, и полимеров, способных подвергаться специфическому ферментативному расщеплению. Во всех случаях процессу клеточной резорбции обычно предшествует внеклеточная деструкция, приводящая в той или иной степени к разрушению полимерного имплантата [88,138].

Бактериальная деградация представляет собой возможность разнообразных микроорганизмов разрушать различные типы связей синтетических материалов и включать конечные продукты их деструкции в свои метаболические циклы. Например, после предварительного разрушения синтетических материалов, секретируемых различными специфическими ферментами (сериновые, металлои кислые протеазы), микроорганизмы способны усваивать низкомолекулярные продукты [145]. Бактерии, инфицирующие раневую поверхность, могут существенно изменять скорость деградации имплантата. В клинической практике изучалась скорость рассасывания шовных материалов, таких как кетгут и полигликолевая кислота, в инфицированной и неинфицированной средах [267]. Выяснилось, что присутствие бактерий в области имплантата существенно ускоряет процесс биодеградации за счет ферментативной и окислительной деструкции.

Механодеструкция обусловлена дефектами изготовления имплантата. Способствовать процессу механодеструкции могут, например, микротрещины или пузырьки воздуха, возникшие в процессе изготовления изделия. Они при взаимодействии последнего со средой живого организма способны инициировать и ускорять гидролитические и окислительные реакции биодеструкции [145,229].

Таким образом, биодеструкция имплантатов, в том числе рассасывающихся хирургических шовных материалов, представляет собой достаточно сложный процесс, обусловленный воздействием на имплантат многих факторов. Наши исследования не предполагают изучения механизма биодеструкции разрабатываемого шовного материала, однако нам необходимо определение времени его рассасывания (сроки потери прочности и массы). Из приведенных выше сведений следует, что для получения объективных данных на этот счет необходимо проведение соответствующих экспериментальных исследований не только «in vitro», но и «in vivo».