БИОСОВМЕСТИМОСТЬ

под редакцией В.И. Севастьянова

Москва 1999

ББК 54.5

Р85

Биосовместимость. Под ред. В.И. Севастьянова.

Р85 М., 1999, 368 с.

В книге рассмотрены многофакторные аспекты биосовместимости

медицинских изделий различного назначения: от однократного

применения до имплантатов. Основной акцент сделан на процессах,

протекающих при кратковременном и длительном контакте инородного тела с кровью и ее компонентами. Подробно и в доступной форме изложены основные фундаментальные и прикладные вопросы взаимодействия медицинских изделий с кровью и тканями живого организма. Анализируются физико-химические аспекты первичных стадий взаимодействия чужеродной поверхности с белками и форменными элементами крови; процессы активации ферментных систем крови, включая систему комплемента; молекулярные и клеточные механизмы кальцификации и биодеструкции имплантатов, а также особенности ответной реакции организма на инородное тело. Обобщены существующие химические, физические и биотехнологические подходы к созданию новых материалов и покрытий. Монография содержит обширный справочный материал, включающий в себя характеристики белковых и клеточных компонентов крови, методы испытаний и способы стерилизации изделий, номенклатуру медицинских изделий и пути повышения их гемосовместимости.

Книга рассчитана на широкий круг специалистов, занимающихся вопросами разработки, исследования и экспериментально-клинического применения материалов медицинского назначения, на преподавателей, аспирантов и студентов химических, физических и биотехнологических факультетов.

ISBN 5-8481-0001- © Коллектив авторов,

СВЕДЕНИЯ ОБ АВТОРАХ

Васин кандидат биологических наук, старший научный сотрудник Сергей Львович Центра по экспериментальному исследованию гемосовместимых биоматериалов НИИ трансплантологии и искусственных органов Минздрава РФ, Москва.

Немец кандидат биологических наук, старший научный сотрудник Евгений Абрамович Центра по экспериментальному исследованию гемосовместимых биоматериалов НИИ трансплантологии и искусственных органов Минздрава РФ, Москва.

Перова кандидат биологических наук, заведующая офтальмоНадежда Викторовна токсикологической лабораторией МНТК "Микрохирургия глаза", Москва.

Розанова доктор биологических наук, ведущий научный сотрудник Центра Ирина Борисовна по экспериментальному исследованию гемосовместимых биоматериалов НИИ трансплантологии и искусственных органов Минздрава РФ, Москва.

Севастьянов доктор биологических наук, профессор, руководитель Центра Виктор Иванович по экспериментальному исследованию гемосовместимых биоматериалов НИИ трансплантологии и искусственных органов Минздрава РФ, Москва.

Шехтер доктор биологических наук, профессор, заведующий лабораторией Анатолий Борисович экспериментальной патоморфологии Научно-Исследовательского Центра Московской Медицинской Академии им. М.И. Сеченова, Москва.

ПРЕДИСЛОВИЕ

Значительные успехи, достигнутые в фундаментальных и прикладных областях биоматериаловедения – междисциплинарной науке о материалах, используемых в биологии и медицине, стимулировали разработку и клиническое применение различных изделий, систем и устройств медицинского назначения. Вместе с тем, несмотря на проводимые в течение около лет исследования, пока еще не удалось создать искусственный материал, полностью совместимый с живым организмом.

После публикаций в нашей стране хорошо известных специалистам отечественных и переводных зарубежных монографий и обзоров, таких как, "Создание полимерных материалов с тромборезистентными свойствами" (Смурова Е.В., Доброва Н.Б. Химия и технология высокомолекулярных соединений, Итоги науки и техники т. 10,1976, М., ВИНИТИ, с. 30 - 60);.

"Имплантаты в хирургии" (Вильяме Д., Рауф Р, пер. с англ., М., Медицина, 1978); "Полимеры медицинского назначения" (под ред. С. Манабу, перевод с японск., М., Медицина, 1981);

"Гепаринсодержащие полимерные материалы" (Валуев Л.И., Химия и технология высокомолекулярных соединений, Итоги науки и техники т. 16, 1981, М., ВИНИТИ, с. 168-210);

"Применение полимеров в эндопротезировании" (Липатова Т.Э., Пхакадзе Г.А., Киев, Наукова Думка, 1983); "Современные гемосовместимые материалы для сердечно-сосудистой хирургии" (Севастьянов В.И., Лаксина О.В., Новикова СП., Розанова И.Б., Цейтлина Е.А., Шаль-нев Б.И., Медицина и здравоохранение, серия хирургия, под ред. В.И. Шумакова, вып. 2, М., ВНИИМИ, 1987), "Биодеструктируемые полимеры" (Пхакадзе Г.А., Киев, Наукова Думка, 1990) прошло почти 10 лет. В связи с этим, на наш взгляд, возникла крайняя необходимость в критическом анализе и систематизации накопленных теоретических и экспериментальных данных по механизму совместимости материалов с кровью и тканями. В монографии обобщены результаты отечественных и зарубежных работ за последние 10—15 лет. Основное внимание в книге уделено процессам, протекающим при кратковременном и длительном контакте чужеродной поверхности с кровью и ее компонентами.

Основную часть книги занимает изложение идей и гипотез авторов, собственных результатов, посвященных исследованию многофакторных аспектов биосовместимости медицинских изделий различного назначения. Большая часть исследований была выполнена сотрудниками Института трансплантологии и искусственных органов Минздрава РФ, а также студентами и аспирантами Московского физико-технического института, выполнявшими при Институте научноисследовательскую работу. Особенно хочется отметить вклад в разработку и исследование отечественных биоматериалов и медицинских изделий к.б.н.

Беломестной З.М., к.х.н.Волкова А.В., к.ф-м.н. Калинина И.Д., к.ф-м.н. Кулика Э.А., к.х.н.

Лаксиной О.В., Саломатиной Л.А., к.ф-м.н. Тремсиной ЮЛ., к.б.н. Цейтлиной Е.А., которым авторы выражают искреннюю благодарность. В книгу вошли также результаты многолетнего совместного сотрудничества с коллегами из ВНИИ медицинских полимеров, Москва (О.Г.

Фортунатов), Института сердечно-сосудистой хирургии им. А.Н. Бакулева, Москва (Н.Б. Доброва, СП. Новикова, Б.П. Мищенко и В.В.Зайцев), химического факультета МГУ и Института нефтехимического синтеза им. А.В. Топчиева, Москва (Н.А. Плата и Л.И. Валуев), НПО "Полимерсинтез", Владимир (М.Б. Пестова), ВНИИ синтетического каучука, Санкт-Петербург (Н.В. Панова и Ю.А. Южелевский), МЗ им. П.О. Сухого (М.А. Локшин и М.В. Петров), ОКБ кабельной промышленности, Мытищи (Л.З. Хазен), Института механики полимеров, Рига (В.М.

Парфеев), Всероссийского научного центра хирургии, Москва (И.М. Ланская), Center for Controlled Chemical Delivery, The University of Utah, Salt Lake City, USA (S.W. Kim), Southwestern Medical Center, The University of Texas, Dallas, USA (R.C. Eberhart), The Institute of Pathology, The Case Western Reserve University (J.M. Anderson) and The Cleveland Clinical Foundation (H. Harasaki), Cleveland, USA, The Institute of Polymer Science, The University of Akron, Akron, USA (M.D. Foster).

Одно из главных затруднений, которое мы должны были преодолеть при написании книги, заключалось в необходимости осветить наиболее важные стороны биосовместимости медицинских материалов и изделий, что потребовало, в свою очередь, тщательного разделения главных и второстепенных вопросов.

Не переоценивая свой вклад в развитие науки о взаимодействии чужеродной поверхности с кровью и более, чем 20-летний опыт работы в этой области, есть все основания считать, что предлагаемый читателю труд является первой монографией такого рода.

В семи самостоятельных главах книги рассмотрены общие представления о процессах, протекающих на границе раздела материала с кровью; физико-химические аспекты первичных стадий взаимодействия чужеродной поверхности с белковыми и клеточными компонентами крови, включая методы исследования; развитие процессов кальцификации и биодеструкции имплантатов, а также особенности реакций тканей на инородное тело.

Изложены существующие подходы к созданию новых материалов и покрытий для изделий, контактирующих с кровью, состояние проблемы и анализ перспективных направлений в области биомедицинских материалов и изделий.

Монография содержит справочный материал по характеристикам белковых и клеточных компонентов крови, методам испытаний и способам стерилизации изделий, номенклатуре изделий медицинского назначения и способам повышения их гемосовместимости.

В приложениях приведены структурные формулы наиболее широко применяемых в медицине синтетических полимеров и словарь часто употребляемых специальных терминов.

Мы приносим извинения читателям за то, что часть обозначений и сокращений в книге приведена в латинской транскрипции, так как в отечественной литературе пока не существуют или не приняты соответствующие русские обозначения. Некоторые термины и сокращения даны в обоих вариантах.

Понимая, что предлагаемая читателю книга не лишена недостатков, авторы, тем не менее, надеются на интерес к ней специалистов, аспирантов и студентов, занимающихся вопросами разработки, исследования и экспериментально-клинического применения материалов медицинского назначения.

Авторы благодарны директору НИИ Трансплантологии и Искусственных Органов Минздрава РФ академику РАН и РАМН В.И. Шумакову за постоянное внимание к работам, проводимым в Центре по экспериментальному исследованию гемосовместимых биоматериалов для искусственных органов.

Особую признательность авторы выражают Президенту Американского Общества Искусственных Органов (ASAIO) профессору Р.Эберхарту (R. Eberhart) за финансовую поддержку издания монографии.

Оглавление СВЕДЕНИЯ ОБ АВТОРАХ

ПРЕДИСЛОВИЕ

ОГЛАВЛЕНИЕ

ВВЕДЕНИЕ

ГЛАВА

ОБЩИЕ ПРЕДСТАВЛЕНИЯ О ПРОЦЕССАХ ВЗАИМОДЕЙСТВИЯ ЧУЖЕРОДНОЙ

ПОВЕРХНОСТИ С КРОВЬЮ. – В. И. Севастьянов………………………………………………. 1.1. Белки плазмы крови

1.2. Клеточная система крови

1.3. Свертывающая система крови

1.4. Фибринолитическая система крови

1.5. Система комплемента

1.6. Калликреин-кининовая система

1.7. Бактериальная система

1.8. Факторы, влияющие на характер взаимодействия крови с чужеродной поверхностью….. ЛИТЕРАТУРА

ГЛАВА

МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ БИОМАТЕРИАЛОВ И МЕДИЦИНСКИХ ИЗДЕЛИЙ.–

В. И. Севастьянов, С. Л. Васин. Н. В. Перова

2.1. Физико-химические и физико-механические свойства ……………………………….. 2.2. Биосовместимые свойства

2.3. Санитарно-химические и токсикологические испытания ………………………………. 2.4. Испытания на гемосовместимость

2.5. Способы стерилизации

2.6. Система тестов для оценки биосовместимости медицинских изделий в России………... ЛИТЕРАТУРА

ГЛАВА

АДСОРБЦИЯ БЕЛКОВ И ГЕМОСОВМЕСТИМОСТЬ МЕДИЦИНСКИХ ИЗДЕЛИЙ. –

В. И. Севастьянов

3.1. Механизм адсорбции белков

3.2. Теоретические модели адсорбции белков на поверхность твердых тел……….…………. 3.3. Адсорбция белков и гемосовместимость чужеродной поверхности…………………….. 3.4. Система комплемента как индикатор конформационных изменений белков………..... 3.5. Физико-химические свойства и гемосовместимость биоматериалов…………….…….. ЛИТЕРАТУРА

ГЛАВА ТКАНЕВАЯ РЕАКЦИЯ НА ИМПЛАНТАТ. – А Б. Шехтер, И. Б. Розанова….………………… 4.1. Методы исследования

4.2. Клеточные и межклеточные элементы, участвующие в тканевой реакции…………….. 4.3. Фазы воспалительно-репаративной реакции и образование капсулы вокруг имплантатов

4.4. Хроническое воспаление

4.5. Особенности реакции на инородное тело и образование гигантских клеток……..…….. 4.6. Факторы, влияющие на процесс воспаления и капсулообразование…………………….. 4.7. Особенности тканевой реакции при имплантации различных биоматериалов………….. 4.8. Септическое воспаление (инфекция)

ЛИТЕРАТУРА

ГЛАВА БИОДЕСТРУКЦИЯ ИМПЛАНТАТОВ. – И. Б. Розанова..........…………………………………. 5.1. Особенности поведения имплантатов из полимерных материалов……………………... 5.2. Гидролитическая деструкция..................

5.3. Окислительная деструкция и катализ ионами металлов………………………………….. 5.4. Клеточная деструкция

5.5. Бактериальная деградация

5.6. Механодеструкция

5.7. Методы исследования биодеградации биоматериалов ………………………………… 5.8. Особенности деградации некоторых биоматериалов. …………………………………. ЛИТЕРАТУРА

ГЛАВА КАЛЬЦИФИКАЦИЯ ИМПЛАНТАТОВ. – И. Б. Розанова, С. Л Васин………………...……….. 6.1. Локализация и состав отложений………...………………………………………………… 6.2. Методы исследования кальцификации биоматериалов…………………………………… 6.3. Процессы на границе раздела биоматериал - кровь, приводящие к кальцификации…… 6.4. Роль клеток в кальцификации биоматериалов..... ……………..……………………….. 6.5.Факторы, влияющие на кальцификацию биоматериалов …………………………...….... 6.6.Механизм кальцификации биоматериалов………...…………………………………….…. 6.7.Возможные пути ингибирования первичных стадий кальцификации……..…………..…. ЛИТЕРАТУРА

ГЛАВА

ПУТИ ПОВЫШЕНИЯ ГЕМОСОВМЕСТИМОСТИ МЕДИЦИНСКИХ ИЗДЕЛИЙ. –

В. И. Севастьянов. Е. А. Немец

7.1. Создание новых материалов

7.2. Модификация существующих материалов и изделий. ………………………………………. 7.3. Области применения гемосовместимых материалов. ……………………………………….. ЛИТЕРАТУРА

ЗАКЛЮЧЕНИЕ………………………………………………………….…………………………….. Приложение Перечень терминов и понятий

Приложение Список сокращений

Приложение Структурные формулы некоторых веществ

ВВЕДЕНИЕ

Для создания медицинских изделий и устройств привлекают широкий круг материалов естественного и искусственного происхождения, в том числе, синтетические полимерные, биополимеры, металлы, керамику, гидроксиаппатиты, углерод, биоткани и гибридные (биоискусствен-ные), основанные на комбинированном использовании биоматериалов и функционирующих клеток различных тканей и органов. При этом все эти материалы и изделия называют биосовместимыми. Понятие "Био-совместимость" не имеет четкого толкования до настоящего времени [ 1, 3,6]. С 1994 г. под термином "биосовместимость" было предложено понимать способность материала, изделий или устройств выполнять свои функции и не вызывать отрицательных реакций в организме "хозяина" [6]. Суммируя существующие представления о характере взаимодействия чужеродного материала с биологическими структурами организма человека [1-5], можно сформулировать основные свойства, которыми должно обладать биосовместимое изделие:

— не вызывать местной воспалительной реакции;

— не оказывать токсического и аллергического действия на — не обладать канцерогенным действием;

— не провоцировать развитие инфекции;

— сохранять функциональные свойства в течение предусмотренного срока эксплуатации.

Перечисленные свойства являются абсолютно необходимыми, но недостаточными для конкретного изделия. В зависимости от назначения и места имплантации к изделиям предъявляются дополнительные требования. Так например, материал, предназначенный для ортопедии, должен обладать значительной механической прочностью и способностью интегрироваться в костную ткань. Протезы кровеносных сосудов должны быть эластичными и не вызывать минерализации.

Биосовместимые материалы (изделия), предназначенные для кон такта с кровью, выделяют в группу гемосовместимых материалов (изде-лий). К характерному свойству гемосовместимых материалов относится отсутствие отрицательного воздействия на кровь или ее компоненты.

Т.е. такие материалы (изделия) не должны:

— провоцировать образование тромбов и тромбоэмболии;

— активировать свертывающую, фибринолитическую системы и систему комплемента;

— оказывать отрицательное действие на белковые и форменные эле —нарушать электролитический баланс крови.

К характерным и наиболее ярким признакам отсутствия гемосовмести-мости медицинских изделий относится появление индуцированных их поверхностью тромбов и тромбоэмболии. В связи с этим иногда термин "гемосовместимые" изделия (материалы, покрытия) заменяют на "тромборезистентные" ("атромбогенные"), а вместо выражения "не гемосовместимые" изделия используют термин "тромбогенные", что не является корректной заменой. В последующих главах будет показано, что не существует прямой корреляции между реакциями различных компонентов крови на ее контакт с инородным телом. При отсутствии, например, признаков активации свертывающей системы крови (свойство тромборезистентной (атромбогенной) поверхности) могут наблюдаться активация системы комплемента или реакция нейтрофилов. Следова-тельно, тромборезистентность является только одним из признаков гемосовместимости изделия, которая определяется характером его взаимодействия с организмом человека на молекулярном, клеточном и системном уровнях.

Данная монография посвящена рассмотрению фундаментальных и прикладных аспектов взаимодействия чужеродной поверхности с биологическими структурами, главным образом, с кровью, как на ранних, так и поздних сроках функционирования изделий. Особое внимание уделено анализу гемосовместимьгх свойств имплантатов, контактирующих своей внешней поверхностью с мягкими тканями, а внутренней — с КРОВЬЮ.

ЛИТЕРАТУРА

1. Вильяме Д., Рауф Р. Имплантаты в хирургии. М., Медицина, 1978.

2. Искусственные органы. Под ред. В.И. Шумакова. М., Медицина, 1990.

3. Полимеры медицинского назначения. Под ред. С. Манабу. М., Медицина, 1981.

4. Пхакадзе Г.А. Биодеструктивные полимеры. Киев, Наукова Думка, 1990.

5. Севастьянов В.И., Лаксина О.В., Новикова СП., Розанова И.Б., Цейтлина Е.А., Шальнев Б.И.

Современные гемосовместимые материалы для сердечно-сосудистой хирургии. Под ред. В.И. Шумакова.

Медицина и здравоохранение, серия хирургия, вып. 2, М., ВНИИМИ, 1987.

6. Consensus conference on biocompatibility. Klinkmann H., Davison A.M. (eds.). Nephrol. Dial. Transplant., Oxford, Oxford University, 1994, 9 (Suppl.2), 32-40.

ГЛАВА

ОБЩИЕ ПРЕДСТАВЛЕНИЯ О ПРОЦЕССАХ ВЗАИМОДЕЙСТВИЯ

ЧУЖЕРОДНОЙ ПОВЕРХНОСТИ С КРОВЬЮ

В. И. Севастьянов "Гемосовместимость" медицинских изделий определяется результатом взаимодействия чужеродного тела с кровью. В связи с этим разработка новых медицинских изделий невозможна без знания процессов, протекающих на границе среда организма/имплантат и индуцирующих те или иные изменения в окружающих тканях и самих изделиях.

Прежде всего рассмотрим основные характеристики белковых и клеточных компонентов крови, ферментных систем крови и бактериальной системы, взаимосвязь которых схематично представлена на Рис. 1.1 [10].

1.1. Белки плазмы крови Плазма занимает от 55 до 60 % объема крови с общей концентрацией белков от 64 до мг/мл, более половины которых составляет альбумин (34 - 48 мг/мл).

Плазма крови содержит около 200, а клетка - свыше 5000 различных белков. В Таблице 1. [18] приведены свойства основных 12 из них, концентрация которых в плазме не менее 0,1 мг/мл.

Отдельно в Таблице 1.2 [4, 7, 15] дана краткая характеристика всех пяти классов иммуноглобулинов, играющих основную роль в системе гуморального иммунного ответа.

Некоторые иммуноглобулины имеют подклассы, отличающиеся природой дополнительной аминокислоты в структуре постоянного домена. Четыре подкласса IgG различаются своей способностью фиксировать белки системы комплемента при её активации по классическому пути (см. раздел 1.5).

Два класса иммуноглобулинов (IgM и IgA) имеют две дополнительные 19 С-концевые аминокислоты. В присутствии пептида (J-цепь), вырабатываемого плазматическими клетками, молекулы IgM способны полимеризоваться в пентамер, a IgA в димер.

Рис. 1.1. Механизм тромбообразования на чужеродной поверхности (взаимосвязь между свертывающей, фибринолитической системами крови, бактериальной системой комплемента).

Обозначения в таблице: Со - концентрация в плазме; ММ - молекулярная масса; D - коэффициент диффузии; ЭФП - электрофоретическая подвижность; КД - величина кругового дихроизма, ЛНП липиды низкой плотности, ЛВП - липиды высокой плотности.

Адсорбция белков является первой стадией взаимодействия чужеродной поверхности с кровью [11]. Анализ роли адсорбции белков в гемосовместимости биоматериалов при их кратковременном или длительном контакте с кровью будет подробно дан в Главе 3.

1.2. Клеточная система крови Тромбоциты [2, 12, 17, 22, 30, 39]. Определяющую роль в механизме взаимодействия чужеродной поверхности с кровью играют процессы активации тромбоцитов (кровяных пластинок). Нормальные зрелые тромбоциты человека, концентрация которых в крови составляет 200 000 – 400 000 мкл -1, имеют вид бесцветных телец округлой, овальной, веретеновидной или неправильной формы размерами 1–3 мкм. Содержат в цитоплазме от 5 до аузофильных гранул. В присутствии твердой поверхности наблюдается адгезия тромбоцитов, изменение их формы, секреция содержимого цитоплазматических гранул (реакция высвобождения) и образование агрегатов. Все эти процессы связаны с изменением состава внешней мембраны клеток и могут приводить к инициации процессов свертывания крови.

Адгезия тромбоцитов. Следует отметить два адгезивных рецептора мембран тромбоцитов.

Рецептор (GPIb/IX), богатый лейцином гликопротеин, является основным рецептором как для адгезии тромбоцитов, так и для связывания фактора фон Виллебранда. Тромбоцитарный гликопротеин Ia/IIа, функционирующий на поверхности неактивированных тромбоцитов, относится к числу адгезивных рецепторов к коллагену, известных как интегрины.

Реакция высвобождения. Цитоплазма тромбоцитов содержит четыре вида секреторных гранул, высвобождение биологически активных веществ из которых стимулируется индукторами различной природы, Таблица 1.3 [12, 17].

Реакция высвобождения тромбоцитов сопровождается стимуляцией синтеза тромбоцитарного простагландина и инициирует агрегацию тромбоцитов, благодаря секреции АДФ и тромбоксана А2 (ТХА2). Агрегация тромбоцитов. Агрегация тромбоцитов индуциируется многими биологически активными веществами (БАВ). В дополнение к участвующим в агрегации рецепторам к фибриногену выявлен целый ряд рецепторов к различным БАВ (АДФ, коллагену, эпинефрину, ТХА2, тромбину, тромбоцитарному активирующему фактору), стимулирующих активацию тромбоцитов, включая изменение их формы и агрегацию. По-видимому, все рецепторы - белки, покрывающие мембрану семислойным покрытием. Так, например, существует два рецептора для АДФ. Один из них, вероятно, образовывает комплекс с фосфолипазой С и отвечает за изменение формы тромбоцитов и их агрегацию. Второй – соединяется с аденилциклазой и усиливает процесс агрегации клеток.

Механизм действия всех агрегирующих веществ, по-видимому, связан с повышением внутриклеточного ионизированного кальция за счет увеличения поступления его в клетку и выходом кальция из плотных гранул в цитоплазму. Циклический АМФ (цАМФ) ингибирует способность тромбоцитов накапливать избыток цитоплазматического кальция в плотных гранулах. Простациклин, важнейший физиологический активатор тромбоцитарной аденилциклазы, повышает содержание цАМФ и поэтому ингибирует изменение формы, агрегацию и реакцию высвобождения тромбоцитов, но не влияет на их адгезию к соединительной ткани.

Тромбоцитарные факторы свертывания и коагуляционная роль тромбоцитов. Различают экзогенные тромбоцитарные факторы свертывания крови – факторы плазмы крови, адсорбированные на мембране тромбоцитов, и эндогенные – секретируемые самими клетками, Таблица 1.4 [12]. В отличие от плазменных факторов тромбоцитарные обозначаются арабскими цифрами.

Для генерации плазменного тромбина необходима поверхность фосфолипидной природы, роль которой выполняют мембраны клеток крови или эндотелий кровеносных сосудов.

Активированные тромбоциты катализируют взаимодействие между активированными факторами свертывания, что связано, вероятно, с транспортом кислых фосфолипидов от внутренней к внешней стороне мембраны. Взаимодействие между активированной формой фактора IX (IXa) и фактора VIIIa, с одной стороны, и между активированными факторами Ха и Va, с другой, в присутствии поверхности тромбоцита происходит с заметно увеличенной скоростью. Хотя витамин К-зависимый фактор свертывания соединяется с мембранными фосфолипидами тромбоцитов через их фрагменты г-карбоксиглутаминовой кислоты, и скорость этого процесса зависит от концентрации Са2+, факторы Va, VIIIa, IХа и Ха имеют специфические рецепторы на поверхности тромбоцитов. Рецептор для фактора Ха - фактор свертывания Va, который может секретироваться из б-гранул. Связывание активированным тромбоцитом фактора Ха защищает его от инактивации комплексом гепарин–антитромбин III.

Эритроциты [2,12]. Эритроцит — безъядерная клетка, имеющая форму двояковогнутого диска с кольцеобразным утолщением по краям. Нормальное количество эритроцитов в 1 мкл крови человека изменяется от 3 700 000 до 5 100 000, значение диаметра – от 7,1 до 7,9 мкм, а среднее количество гемоглобина в одной клетке у взрослого человека изменяется в пределах от 27 до 33, пикограмм (пг).

Основной реакцией эритроцита при взаимодействии с чужеродной поверхностью является их лизис (гемолиз). Гемолитическая активность Функции тромбоцитарных факторов свертывания крови медицинских изделий при их контакте с кровью играет существенную роль в механизме тромбообразования. Так, при нарушении целостности эритроцитов из-за экстракции лизирующих примесей из объема материала или в связи с разрушением клеточных мембран при контакте клеток с мембраннолизирующими химическими группами, происходит высвобождение агреганта тромбоцитов АДФ. Кроме того, повышение содержания свободного гемоглобина в плазме крови может влиять на характер адсорбции белков плазмы крови за счет повышенной склонности молекул гемоглобина адсорбироваться на поверхность твердых тел [11].

Лейкоциты или белые клетки крови [2, 12, 22, 30]. Лейкоциты, общее количество которых в крови человека равно 6000-8000 в мкл, состоят из двух основных, разнородных по морфологическим и биологическим свойствам, групп клеток: зернистые (гранулоциты) и незернистые (агранулоциты) (Таблица 1.5).

При обработке мазка крови смесью кислого (эозин) и основного (азур) красителей, зернистость одних (эозинофильные лейкоциты) окрашивается кислым красителем, других (базофильные) основным и третьих (нейтрофильных) - и кислым, и основным красителями.

Незернистые лейкоциты, основываясь на различиях в величине клеток, строении ядра и цитоплазмы, а также их происхождении, делят на лимфоциты и моноциты. Лейкоциты, благодаря способности образовывать псевдоподии, могут мигрировать между клетками эндотелия капилляров и перемещаться по соединительной ткани, проходить через базальные мембраны и между клетками эпителия.

При контакте чужеродной поверхности с кровью происходит активация и дегрануляция нейтрофилов, что сопровождается высвобождением протеолитических ферментов и перекисных анионов (О2-, ОН-, Н2О2). Активные формы кислорода являются потенциальными медиаторами в механизме свободно-радикального повреждения мембран, в частности, эндотелиальных клеток.

Хотя эти процессы не сопровождаются острыми клиническими проявлениями, необходимо учитывать их возможное кумулятивное действие на организм, например, для пациентов при многократном диализе.

Нейтрофилы имеют рецепторы для компонентов комплемента СЗb, С5а, а также семейство рецепторов CD1lb/CD18, ответственных за адгезию нейтрофилов. Активация последних при контакте крови с поверхностью материалов приводит к временной лейкопении в результате секвестрации этих клеток в легочных капиллярах и сосудистых клубочках почки. На примере гемодиализа установлена положительная корреляция между лейкопенией и активацией системы комплемента, максимальный эффект для обоих процессов наблюдается через 15 мин после начала диализа. С уменьшением активации системы комплемента (например, при использовании гемодиализных мембран с улучшенной гемосовместимостью), нейтропения отсутствует или существенно снижается.

Участие моноцитов в процессе взаимодействия биоматериалов с кровью заключается в высвобождении цитокинов (интерлейкинов IL-1, IL-6, IL-8, фактора некроза опухоли TNFб) и проявлении фагоцитарной активности при наличии воспалительных реакций. Молекула интерлейкина IL-1 обладает рядом специфических биологических свойств, включая инициирование лихорадки, нейтрофилии, увеличение синтеза печенью реагентов острой фазы и высвобождение в2-микроглобулина. Кроме того, IL-1 оказывает прямое действие на сократительные мышечные белки и на активацию лимфоцитов. Моноциты имеют специфические рецепторы для компонентов системы комплемента. Показано, что активация системы комплемента приводит к увеличению транскрипции IL-1 и TNFб. Поэтому, контакт крови с биоматериалами, например, с гемодиализными мембранами на основе целлюлозы, активирующими комплемент, может вызывать увеличение синтеза IL-1 моноцитами. Более того, обнаружено существование рецепторов на мембране моноцита, которые активируются непосредственно чужеродной поверхностью. Заметим, что измерение количества адгезированных моноцитов рассматривается как один из методов оценки биосовместимости.

Обычно лимфоциты рассматриваются как пассивные наблюдатели на ранних стадиях взаимодействия крови с биоматериалами. В то же время, при длительном или часто повторяющемся контакте крови с поверхностью (например, при хроническом гемодиализе с использованием мембран, содержащих целлюлозу), выявлено высвобождение в2-микроглобулина из лимфоцитов.

Обнаружены также изменения в Т-лимфоцитах у пациентов с хронической почечной недостаточностью, усиленные гемодиализом. Эти изменения заключаются в повышенной экспрессии Т-рецепторов, IL-1 рецепторов и мембранноатакующего комплекса [30].

1.3. Свертывающая система крови Неповрежденная внутренняя поверхность кровеносных сосудов, в отличие от искусственной поверхности, представляет собой активную нетромбогенную поверхность за счет контролируемого выхода биологически активных веществ - простациклина, окиси азота и АД Фазы, ингибирующих, например, активацию тромбоцитов [22]. Процесс свертывания крови при ее контакте с чужеродной поверхностью, протекающий по каскадному механизму, может инициироваться тремя независимыми путями (Рис. 1.2) [20]: липопротеидами клеток, так называемым тканевым фактором – внешний путь активации; активацией "контактных факторов" плазмы – внутренний путь; активацией тромбоцитов. Все три пути активации совпадают на стадии генерации тромбина. Следует подчеркнуть, что тромбоциты адгезируют на поверхность после формирования адсорбированного слоя белка, состав которого зависит как от природы материала, так и концентрации белков (Глава 3). Контакт чужеродной поверхности с кровью инициирует активацию системы свертывания по внешнему и внутреннему пути, приводящую к полимеризации фибриногена в фибрин [3, 6, 28, 30]. Последующая адгезия тромбоцитов сопровождается изменением их формы за счет распластывания на поверхности с образованием псевдоподий; высвобождением содержимого внутриклеточных гранул; поверхностной агрегацией тромбоцитов. В конечной стадии формируется тромб - конгломерат из нитей фибрина и клеточных элементов крови, который часто отрывается от поверхности с образованием тромбоэмболов.

Особая роль в реакции крови на возмущающее внешнее воздействие среды принадлежит белкам свертывающей и фибринолитической системы, основные характеристики и функции которых перечислены в Таблице 1.6 [34].

Состав тромба различен для артериальной и венозной крови [6, 22]. В условиях артериального потока образуются так называемые "белые" тромбы, представляющие собой агрегированные тромбоциты и нити Рис. 1.2. Каскадный механизм свертывания крови.

Белки, участвующие в активации свертывающей и антисвертывающей системы фибрина. Венозные тромбы формируются в более мягких гемодинамических условиях и состоят, в основном, из нитей фибрина с включенными в них эритроцитами при относительно низком содержании тромбоцитов ("красные" тромбы). Со временем пристеночные тромбы подвергаются структурным изменениям, что сопровождается внедрением нейтрофилов в состав тромба, постепенным лизисом фибрина плазмином и нейтрофильной эластазой с замещением фибрина агрегатами тромбоцитов [28]. В конечном итоге это может привести к формированию атеросклеротических бляшек.

1.4. Фибринолитическая система крови Фибринолиз – процесс ферментативного лизиса фибриногена специфическим ферментом плазмином, направленный на поддержание гемостаза при активации свертывающей системы крови [3,6, 22]. Образование плазмина (Рис. 1.3) происходит при активации плазминогена под действием:

— тканевого активатора плазминогена (т-АП). т-АП синтезируется в эндотелиальных клетках и секретируется в больших количествах в форме активной сериновой протеазы при венозном стазе, кислородной недостаточности, ацидозе, стрессе, физической нагрузке и т.д.

— урокиназы (УК), циркулирующей в плазме в форме профермента – проурокиназы, одним из активаторов которой является плазмин;

— фактора XII, обладающего профибринолитическим действием после активации его калликреином.

т-АП, плазминоген и плазмин связываются с фибрином, при этом дальнейшая активация плазминогена в плазмин в фибриновом сгустке происходит более эффективно. Связанный с фибрином плазмин активирует проурокиназу плазмы в УК, которая, в свою очередь, усиливает активацию плазминогена. Протеолиз плазмином фибринового сгустка приводит к его разрушению с образованием D-димеров — специфических продуктов биодеградации фибрина. Из-за низкой ферментативной специфичности плазмин может атаковать другие субстраты, такие, как антигемофилический фактор А (фактор VIII), проакцелерин (фактор V) и т.д. Известны три ингибитора фибринолитической системы с разным уровнем действия (Рис. 1.3):

— ингибитор т-АП – ИАП-I;

— ингибитор урокиназы – ИАП-II;

— б2-антиплазмин.

Рис. 1.3. Фибринолиз, его активация и ингибирование.

1.5. Система комплемента Система комплемента является составной частью системы гуморального иммунного ответа [4,9,11,23, 26]. Во-первых, вместе с антителами (АТ)-иммуноглобулинами комплемент образует сложный комплекс, предназначенный для удаления антигенов (АГ) из организма. Во-вторых, непосредственно сам комплемент играет важную роль в активации гуморальной иммунной системы при попадании в организм чужеродных тел любой природы. От комплемента зависит устойчивость организма к бактериям, интенсивность аутоиммунных и аллергических (с высвобождением гистамина) реакций. Система комплемента человека состоит из 21 сывороточного белка глобулиновой природы, а именно, 15 собственно белковых компонентов комплемента и 6 контролирующих белков, Таблица 1.7 [11, 20].

Физико-химические свойства компонентов системы комплемента Компоненты комплемента свободно циркулируют в крови в форме неактивных предшественников, которые активируются в строго определенном порядке специфическими медиаторами и приобретают свойства ферментов. Это происходит в результате каскадного протеолитического расщепления компонентов комплемента как минимум на два неодинаковых по молекулярной массе фрагмента. Больший фрагмент имеет, по меньшей мере, 2 активных центра. Одним из активных центров он взаимодействует с локализованными на мембране клеток-мишеней комплексами АГ-АТ или непосредственно прикрепляется к чужеродной поверхности. Другие центры или центр участвуют в продолжении ферментного каскада активации следующего компонента системы комплемента.

Меньший (низкомолекулярный) фрагмент или несколько фрагментов, например, при активации С1 компонента, обладающие разнообразной биологической активностью (Таблица 1.8 [4, 11]), остаются в плазме крови. Они и определяют защитный механизм системы компТаблица 1.8.

лемента, основанный на лизисе клеток, и на хемотоксической, анафилатоксической, кининоподобной и опсонирующей функции комплемента (см. Таблицу 1.8 и Рис. 1.4 [4]). При активации комплемента опсонирующей активностью обладают IgG и IgM, в значительной степени определяющие противобактериальную, противовирусную и противоопухолевую сопротивляемость организма.

Способность компонентов комплемента взаимодействовать, с одной стороны, с комплексом АГ-АТ, а с другой — непосредственно с поверхностью чужеродного тела, обуславливает существование двух путей активации системы комплемента (Рис. 1.5) [11]. Механизм, посредством которого реализуется взаимодействие белковых молекул системы комплемента с Fcучастком антитела, называется классическим путем. Это медленный механизм защиты, лимитируемый скоростью образования AT. Однако, как было сказано, комплемент может взаимодействовать с антигенами и непосредственно (главным образом с бактериальными липополисахаридами) путем активации всех своих биологических эффекторных механизмов по так называемому альтернативному Рис. 1.4. Основные функции комплемента в защите от микроорганизмов.

Рис. 1.5. Схема активации системы комплемента.

пути. Альтернативный путь активации комплемента, в отличие от классического пути, осуществляет быстрый механизм защиты от внедрившихся вирусов и бактерий без включения медленного процесса формирования антител.

Классический путь (Рис. 1.5) активируется в основном комплексами иммуноглобулинов G (IgG) и М (IgM) с антигенами и начинается с взаимодействия С1 макромолекулы (состоящей из Clq, Clr и Cls фракций, связанных с ионами кальция) с двумя критически расположенными в пространстве активированными Fc-участками. Для двух произвольно расположенных молекул IgG вероятность оказаться на таком критическом расстоянии мала. Для активации одной молекулы Clq необходимо наличие 0,5-106 молекул IgG на поверхности эритроцита.

Fc-участки пентамерной молекулы IgM уже расположены в пространстве критически, и поэтому одна молекула IgM может активировать одну молекулу Clq.

Альтернативный путь активирует терминальные компоненты классического пути, начиная с С до С9. К активаторам альтернативного пути относят агрегированные иммуноглобулины, а также полисахариды из бактериальных и дрожжевых клеточных стенок (зимозан, инулин), вещества полианионной природы и др.

Механизм инициирования альтернативного пути по современным представлениям состоит из 5 стадий (Рис. 1.5). С3 является важнейшим компонентом, поскольку именно на этом уровне оказывает свое воздействие контролирующий фермент (С3b-инактиватор, С3bИНА). Кроме него существуют другие инактиваторы, причем С1-инактиватор (С1ИНА) является важным индикатором при диагностике ряда заболеваний. С3 также ответствен за возникновение нескольких биологически активных молекул комплемента (Таблица 1.8). Именно на уровне компонента С может включаться альтернативный путь активации комплемента, а также образуется круг положительной обратной связи, в функционировании которой участвует комплекс С3bВb. С3bВb представляет собой "С3конвертазу", важной ферментативной функцией которой является расщепление С3 на С3а и С3b.

Активация С5 в классическом и альтернативном пути является последней протеолитической стадией и инициирует сборку мембраноата-кующего комплекса. Альтернативный путь может эффективно активироваться через усилительную петлю обратной связи после того, как первичная активация системы комплемента осуществилась по классическому пути. Это значительно усложняет оценку точного вклада каждого из путей в процесс активации комплемента.

Активация комплемента регулируется, по крайней мере, 3 различными механизмами:

компонентов комплемента с мембраной или другой структурой;

— естественным распадом СЗ- и С5-конвертаз;

Например, исследования активации комплемента при гемодиализе с помощью чувствительного и высокоспецифического радиоиммунного метода позволили определить количество фрагмента СЗа уже в первые минуты после начала диализа. Было показано, что образование СЗа-анафилатоксина начинается сразу же после того, как кровь проходит через диализатор. Для купрофановой (гидратцеллюлозной) мембраны уже через 2 минуты диализа уровень С3а увеличился в 4,5 раза.

Максимальные значения С3а в плазме, более чем в 15 раз превышающие исходный додиализный уровень, наблюдались через 15 минут после начала диализа. Затем активация комплемента начинала ослабевать, и после диализа уровень С3а был лишь немного выше додиализных значений.

В случае ацетатцеллюлозной и полиакрилонитрильной мембран начальные скорости образования С3а практически совпадали со скоростями индукции С3а купрофановой мембраной, однако максимальный уровень С3а в плазме достигался раньше (на 5-й минуте) и был ниже, чем при использовании купрофановой мембраны.

Для выяснения пути активации комплемента (классический или альтернативный) наиболее часто пользуются хелатным методом, основанным на избирательном связывании ионов Mg2+ и Са2+ в хелатные комплексы. Для активации альтернативного пути необходимо наличие ионов Mg2+, классический путь активируется только в присутствии ионов Са2+. В качестве хелаторов применяют ЭГТА (этиленгликоль-бис(аминоэтилэфир)-тетрауксусная кислота), избирательно связывающую ионы Са, и ЭДТА (этилендиаминтетрауксусная кислота), связывающую в прочный комплекс оба иона — и Mg2+, и Са2+. При добавлении ЭГТА ингибируется классический путь, но активация может протекать по альтернативному пути. Взаимодействие сыворотки или плазмы с ЭДТА блокирует оба пути активации.

Путь активации определяют также по участию тех или иных компонентов комплемента: Cl, C — для классического пути, фактора В — для альтернативного. Удобной моделью для исследований являются также сыворотки, дефицитные по какому-либо компоненту. Часто в качестве реперного материала берут зимозан – активатор альтернативного пути.

Как уже отмечалось, поскольку альтернативный путь может эффективно активироваться через С3b-петлю обратной связи после того, как первичная активация комплемента произошла по классическому пути, оценить вклад каждого пути в процесс активации непросто. Возможно с этим связаны противоречия в определении путей активации комплемента чужеродными материалами. Так, например, долгое время считали, что полимерные материалы активируют систему комплемента только по альтернативному пути.

Позднее, на примере ряда полимерных материалов было показано, что связывание Са2+ и Mg2+ с помощью ЭДТА полностью ингибирует активацию комплемента всеми рассмотренными материалами [40]. ЭГTA-Mg2+, удаляющая из сыворотки свободные ионы кальция и таким образом предотвращающая активацию по классическому пути, снижает активацию комплемента по сравнению с контрольными исследованиями без добавления хелаторов. Если бы активация комплемента протекала лишь по альтернативному пути, то следовало бы ожидать одинаковых значений активации в случаях контрольных сывороток и в сыворотках с добавлением ЭГТА-Mg2+.

Однако даже для зимозана активация комплемента при связывании ионов Са2+ была ниже, по сравнению с контролем. Также при исследовании конверсии СЗ зимозаном в присутствии ЭГТАMg2+ было обнаружено снижение конверсии с 18 до 9 %, в то время как в случае ЭДТА наблюдалось ее полное отсутствие.

Полученные результаты свидетельствуют, что при активации комплемента чужеродными материалами включаются оба пути. Можно говорить лишь о предпочтительной активации того или иного пути для различных полимеров. Например, для диализных целлюлозных мембран из диацела и купрофана предпочтительным является альтернативный путь активации. Полые волокна из полиакрилонитрила и поверхность полиэфируретана Pellethane® активируют комплемент преимущественно по классическому пути, а полиэфируретан Витур и мембрана из этиленвинилового спирта активируют альтернативный и классический путь. При гемодиализе на мембранах из этиленвинилового спирта, также как на ацетатцеллюлозных, наблюдалась умеренная активация комплемента, тогда как уровень СЗа при использовании мембран из полиметилметакрилата был очень мал.

1.6. Калликреин-кининовая система Калликреины (кининогеназы) – ферменты плазмы крови (типа трипсина) с резко выраженной узкой специфичностью, свойственной кининам – веществам полипептидной природы [3,6,28].

Содержатся также в тканях некоторых органов (почек, поджелудочной железы, слюнных желез, стенок кишечника). Все кинины образуются в плазме крови или межклеточном пространстве при отщеплении под действием калликреина от одного неактивного предшественника белковой природы – кининогена. Калликреин-кининовая система обладает широким спектром биологической активности: расслабляет гладкую мускулатуру сосудов, понижает кровяное давление, повышает проницаемость капилляров, вызывает болевые ощущения, сокращает или расслабляет гладкую мускулатуру изолированных органов. Известно три вида кининов:

брадикинин – линейный полипептид из 9 аминокислот, лизилбрадикинин (или каллидин) - из аминокислот, метиониллизилбрадикинин - из 11 аминокислот. Вследствие быстрой ферментативной инактивации (под влиянием киназ) в крови и тканях кинины оказывают преимущественно местное действие.

Центральное место во взаимосвязи свертывающей и фибринолитической систем с системой комплемента и калликреинкинина занимает фактор XII (фактор Хагемана) [4,11], один из контактных белков плазмы крови, участвующий в:

— активации превращения плазминогена в плазмин;

— активации классического пути системы комплемента;

— инициировании комплексной серии реакций, ведущих к активации кининовой системы (Рис. 1.6) [11].

При адсорбции фактора Хагемана происходит изменение его конфор-мации, что проявляется в способности к протеолитическому расщеплению двух субстратов: фактор XI активируется в фактор ХIа, который в свою очередь активирует фактор IX для продолжения внутреннего пути свертывания, и прекалликреин переходит в калликреин. Калликреин приводит к конверсии фактора XII в ХIIа, а ХIIа способствует переходу дополнительных количеств прекалликреина в калликреин. Таким образом осуществляется механизм положительной обратной связи, проявляющийся в активации фактора XII при контакте искусственной поверхности с циркулирующей кровью.

Более того, образующийся из кининогена под действием калликреина кинин способствует конверсии дополнительных количеств фактора XII в ХIIа, тем самым устанавливая еще одну систему положительной обратной связи. Возможно, что такая биологическая система усиления объясняет взрывной характер процесса свертывания крови на чужеродной поверхности.

Основной компонент фибринолитической системы человека плазмин способен воздействовать не только на фибриноген и фибрин, но и на другие белки, такие, как факторы V, VIII, XII и некоторые компоненты системы комплемента. Основным активатором плазминогена является активированный фактор Хагемана XIIa, который вызывает конверсию плазминогена в плазмин. Другая форма активированного фактора Хагемана - XIIf, потенциальный активатор прекалликреина, активирующий систему комплемента по классическому пути. Кроме того, показано, что фрагментированный чужеродной поверхностью фактор Хагемана способен не только активировать С1, но и усиливать взаимодействие активированного С1 с С4 и С2, что способствует более эффективной генерации С3-конвертазы.

Взаимосвязь ферментных систем гемостаза заключается не только в том, что для их активации необходим первоначальный контакт с активатором, в результате которого инициируется каскад ферментных реакций, но и в наличии общих ингибиторов. С1-ингибитор, основной ингибитор классического пути активации комплемента, тормозит активРис. 1.6. Взаимосвязь систем свертывания, комплемента, фибринолиза и генерация кинина.

ность плазмина, активированного фактора Хагемана, фактора ХIа и калликреина через образование стехиометрических комплексов. Аналогично действует бмакроглобулин. Карбоксипептидаза В, инактивируя С3 и С5-компоненты комплемента, инактивирует также брадикинин.

1.7. Бактериальная система Бактериальная инфекция, наряду с тромбозами и тромбоэмболиями, представляет собой наиболее часто встречающееся осложнение при использовании искусственного сердца, различных устройств вспомогательного кровообращения, сосудистых протезов и катетеров [16, 19, 21, 29, 42]. Адсорбция белков на поверхность имплантатов играет инициирующую роль в развитии этих осложнений, являясь также, как для тромбозов и тромбоэмболии, ранней стадией развития бактериальной инфекции [16,19, 31]. Адсорбируемые белки, влияя на последующую адгезию и активацию тромбоцитов и участвуя в клеточной стадии свертывания крови, способны также не только ускорять или ингибировать свертывающую или антисвертывающую системы крови (см. предыдущие разделы главы), но и определять характер адгезии бактерий. В свою очередь, адгезия бактерий рассматривается как одна из первых стадий инфекции (Таблица 1.9, [16]), индуцируемой имплантатами, и является одним из показателей биосовместимости медицинского изделия (Глава 4).

Перечисленные в таблице стадии играют важную роль в регулировании процессов первичного или вторичного тромбообразования, инфекТаблица 1.9.

Предполагаемые стадии развития инфекции, индуцируемой имплантатами, ций и воспалений. К наиболее распространенным патогенным микробам, высеваемым при инфекции, вызванной имплантацией различных устройств и изделий, относятся стафилококки Staphylococcus aureus и Staphylococcus epidermidis. Установлено, что белки плазмы крови (например.фибриноген, фибрин и витронектин) и ряд белков соединительной ткани, такие как фибронектин, коллаген и ламинин, стимулируют адгезию Staphylococcus aureus и Staphylococcus epidermidis [16, 19]. Показано, что предадсорбция фибриногена и фибронектина увеличивала адгезию S. epidermidis к стеклу, поливинилхлориду и полиэфируретанам по сравнению с исходной поверхностью или после предадсорбции альбумина. Повышенную адгезию S. aureas к фибриновому тромбу объясняют наличием в нем фибронектина. Кроме того, фибриновая пленка резко увеличивает склонность поверхности к адгезии бактерий, по сравнению с обработкой поверхности плазмой крови. Адгезированные на адсорбированный слой белка лейкоциты также участвуют в развитии инфекции, индуцируемой имплантатом, регулируя процесс фагоцитоза бактерий [42]. Однако со временем адгезированные лейкоциты теряют свои "бактерицидные" свойства. Установлено, что одни и те же рецепторы лейкоцитов ответственны за регуляцию их бактерицидной активности и адсорбцию к белкам. Следовательно, интенсивность адгезии лейкоцитов к адсорбированным на поверхности имплантата белкам может влиять на их бактерицидный эффект. Адгезированные бактерии и моноциты могут продуцировать и секретировать прокоагулянты, провоцирующие пристеночный тромбоз и тромбоэмболии.

Механизм взаимосвязи между адгезией бактерий и тромбозом изучен недостаточно, тем не менее получены некоторые доказательства их взаимного влияния [19]. Бактерии и эндотоксины могут непосредственно провоцировать тромбозы, воздействуя на свертывающую, антисвертывающую и клеточную системы крови, за счет [24]:

— активации фактора XII;

— уменьшения уровня АТ-III в крови;

— увеличения агрегации тромбоцитов.

В свою очередь, тромбы могут способствовать развитию инфекции, например, из-за присутствия фибрина –j хорошего субстрата для адгезии бактерий [19]. Уменьшение адгезии бактерий к поверхности в присутствии анти-GPIIb/IIIа моноклональных антител свидетельствует об участии активированных (адгезированных или входящих в состав тромба) тромбоцитов в адгезии бактерий к поверхности [29].

Как правило, индуцируемые поверхностью имплантата инфекции устойчивы к противовоспалительной и антимикробной терапии. Такая резистентность бактерий, по-видимому, обусловлена двумя причинами:

— особенностями метаболизма адгезированных бактерий и образованием ими в процессе жизнедеятельности защитной "биопленки" [16];

— экранирующим действием тромботической массы при захвате бактерий тромбом [42].

Поэтому при возникновении подобного рода инфекций показано хирургическое удаление имплантата. Выявленная резистентность инфекций, индуцируемых поверхностью имплантата, к традиционной антимикробной терапии стимулировала разработку гемосовместимых антимикробных материалов или покрытий для применения в сердечно-сосудистой хирургии [33, 42 ].

1.8. Факторы, влияющие на характер взаимодействия крови с чужеродной Гемосовместимость медицинских изделий зависит от ряда факторов (Рис. 1.7). Однако при заданной конструкции, технологии и области применения изделия его медико-биологические свойства будут определяться характером взаимодействия биоматериалов с кровью.

Рис. 1.7. Основные факторы, определяющие гемосовместимость медицинских изделий.

Все параметры, влияющие на этот процесс, и в конечном итоге, на гемосовместимость медицинских изделий, можно отнести к трем основным группам: биоматериалы, гемодинамика, условия взаимодействия, Таблица 1.10 [10, 11].

Факторы, определяющие взаимодействие чужеродной поверхности с кровью Подчеркнем, что степень взаимного воздействия конкретного биоматериала и крови зависит от времени функционирования изделия (Таблица 1.11 [10]). Поэтому при исследовании физико-химических и биологических свойств материала, предназначенного для изготовления того или иного устройства, необходимо учитывать сроки его эксплуатации. Одним из наиболее спорных вопросов гемосовместимости имплантируемых изделий является индуцированный чужеродным телом канцерогенез (ИЧТК) [14, 32, 35]. Однозначно показано, что образование опухоли зависит от физических свойств имплантата (размер, форма и морфология поверхности), а не от его химического состава. Так, чем больше размер имплантата, тем выше вероятность образования опухолей. В то же время ИЧТК наблюдали для разнообразных по своей природе материалов, таких как дакрон, найлон, полиэтилен, полистирол, поливинилхлорид, целлофан, полидиметилсилоксан и тефлон. Практически все эти опухоли, имеющие мезенхимальную природу, относятся к фибросаркомам. Более того, независимо от вида животного, образцы из полимерных материалов различной природы с гладкой, беспористой поверхностью теряли свою канцерогенность в экспериментах in vivo (модель подкожной имплантации) при переходе к высокодисперным или пористым формам. Так, например, при подкожной имплантации крысам целлюлозных фильтров с диаметром пор менее 0,02 мкм отмечался большой процент появления опухолей, а фильтры с порами более 0,65 мкм не оказывали канцерогенного эффекта [32].

Полученные результаты позволили сделать вывод о том, что химический состав имплантата не является критическим фактором в развитии ИЧТК, а образование опухолей связано с клеточными стадиями реакции организма на присутствие имплантата и процессами образования вокруг него фиброзной капсулы. Особый интерес представляет прямая зависимость вероятности опухолеобразования от времени имплантации, наличия фиброзной капсулы и ее толщины, что позволяет предположить возможность развития опухоли из клеток капсулы.

Однако недавно была оценена частота образования опухоли при имплантации крысам пяти различных сегментированных полиэфируретанов (СПУ) — Биомер, Кардиотан, неочищенный СПУ ТМ-3, медицинский СПУ ТМ-3 и неароматический СПУ [14]. Случаи опухолеобразования и предопухолевых изменений уменьшались в ряду: неочищенный СПУ ТМ-3 - 66 %, Биомер - 39 %, неароматический СПУ - 36 %, Кардиотан - 23 %, медицинский СПУ ТМ-3 - 18 %. Проведенные исследования подтвердили, что большое число опухолей, индуцированных СПУ, определяется мутагенностью олигомеров СПУ.

В 1991 г. Комитет по контролю качества продуктов и лекарств (Food and Drag Administration FDA) США сообщил следующее: "Существует целый ряд случаев, подтверждающих, что протезы женской груди из вспененного полиуретана, наполненного силиконовым гелем, деградируют с образованием 2,4-диаминотолуола (ДТА), канцерогенное действие которого доказано на животных. FDA согласен с тем, что пенополиуретаны, используемые как оболочки для силиконовых гельсодержащих протезов женской груди, способны деградировать с образованием ДТА, и что это представляет потенциально серьезный риск для пациента" [25]. В середине 1992 г.

FDA запретил несколько СПУ и силоксанов, выпускаемых фирмами Dow Corning, Dow Chemical, Ethicon, DuPont, использовать для изготовления имплантируемых медицинских изделий.

Отрицательный клинический эффект может быть связан с большим сроком имплантации протезов из силиконовых материалов по сравнению с другими полимерными имплантатами.

Так, в 1988 г., когда срок имплантации 2/3 силиконовых протезов молочных желез был менее лет, не было отмечено ни одного случая индуцированного чужеродным телом канцерогенеза [32].

Действительно, сравнительный анализ канцерогенности силиконовых эластомеров и непористых ацетатцеллюлозных фильтров не выявил разницу в острой и хронической клеточной реакции при подкожной имплантации крысам образцов этих материалов с одинаковыми формой и размером. Одновременно не было обнаружено явлений канцерогенности для образцов пористых ацетатцеллюлозных фильтров. Следовательно, можно говорить о неспецифической реакции организма на силикон, как на присутствие инертного чужеродного материала, интенсивность которой не связана с химической природой имплантата, а определяется физическими свойствами его поверхности.

Тем не менее не следует исключать вклада в ИЧТК диффузии низкомолекулярных олигомеров из силиконовых протезов молочных желез, одного из самых существенных факторов, влияющих на возникновение капсулярной контрактуры [8].

Вопрос о механизме канцерогенности имплантатов из полимерных материалов остается открытым. Необходимы дополнительные исследования и более тщательный анализ их биодеградационных и иммунохимических свойств. Так не выяснены детали ферментативноокислительного воздействия физиологической среды на материал, характер течения воспалительных процессов, включая капсуляцию и биодеградацию имплантата. Различная локализация in vivo тестируемых биоматериалов обусловливает, вероятно, различные механизмы их деградации. Пока механизм биодеградации полностью не изучен, необходимо использовать известные факторы биостабильности существующих материалов. Например, целенаправленное изменение химического состава полиэфиров в сегментированных полиуретанах способно улучшить их стойкость к окислительной деградации, что стимулировало разработку нового поколения "биостабильных" полиуретанов [38]. Модификация поверхности различных материалов биологическими или химическими агентами позволяет уменьшить склонность материала к кальцификации с одновременным повышением его тромборезистентных свойств [27,36, 37,41].

Более подробно вопросы гемосовместимости изделий при длительной их имплантации в организм, а именно, проблемы воспаления, биодеструкции и кальцификации будут рассмотрены в последующих главах.

ЛИТЕРАТУРА

1. Басов Н.И., Земсков В.Н. Комплемент и его роль в регуляции иммунологических реакций. Успехи соврем, биол., 1982, 24, 51-58.

2. Гистология. Под ред. В.Г. Елисеева. М., Медицина, 1963.

3. Зубаиров Д.М. Биохимия свертывания крови. М., Медицина, 1978.

4. Иммунохимия в клинической лабораторной практике. Под ред. A.M. Уорда, Дж.Т. Уичера. М., Медицина, 1981.

5. Искусственные органы. Под ред. В.И. Шумакова. М., Медицина, 1990.

6. Кудряшов Б.А. Биологические проблемы регуляции жидкого состояния крови и ее свертывания. М., Медицина, 1975.

7. Ленинджер А. Биохимия. М., Мир, 1974.

8. Лукомский Г.И., Шехтер А.Б., Лопатин В.В., Эль-Сайд А.Х., Миронова О.Ю. Поиск путей профилактики капсулярной контрактуры после пластики молочных желез силиконовыми протезами.

Биосовместимость, 1994, 2,125-135.

9. Ройт А. Основы иммунологии. М., Мир, 1991.

10. Севастьянов В.И. Биоматериалы для искусственных органов, в кн. Искусственные органы. Под ред.

В.И. Шумакова. М., Медицина, 1990, 216.

11. Севастьянов В.И., Лаксина О.В., Новикова С.П., Розанова И.Б., Цейтлина Е.А., Шальнев Б.И.

Современные гемосовместимые материалы для сердечно-сосудистой хирургии, под ред. В.И.

Шумакова, (медицина и здравоохранение, серия хирургия, вып. 2). М., ВНИИМИ, 1987.

12. Справочник по клиническим лабораторным методам исследования. Под ред. Е.А. Кост. М., Медицина, 1973.

13. Трансплантология. Под ред. В.И. Шумакова. М., Медицина, 1995.

14. Хи Т. Биодеградация и канцерогенность полиэфируретанов. Биосовместимость, 1993, 1, 43-56.

15.Alberts В., Bray D., Lewis J., Raff M., Roberts К., Watson J.D. Molecular biology of the cell. Garland Publ. Inc., N.Y. & London, 1989.

16.Anderson J.M. Mechanisms of inflammation and infection with implanted devices. Cardiovasc.

Pathol,1993,2(Suppl.), 33S-41S.

17. Anderson J.M., Kottke-Marchant K. Platelet interactions with biomaterials and artificial devices. CRC Crit.

Rev. in Biocompatibility, 1987, 1, 103-150.

18. Andrade J.D., Hlady V. Plasma protein adsorption: the big twelve, in: Blood in contact with natural and artificial surfaces, Leonard E., Turitto V, Vroman L. (eds.), Ann. New York Acad. Sci., 516, N.Y, 1987, 158-172.

19. Baumgartner J.N., Cooper S. Influence of thrombus component in mediating Staphylococcus aureus adhesion to polyurethane surfaces. J. Biomed. Mater. Res., 1998, 40, 660-670.

20.Biocompatibility polymers, metals, and composites. N. Szycher (ed.), Technom. Publ. Co Inc., Lancaster, 1983.

21.Bisno A.L., Waldvogel F.A. Infections Associated with indwelling medical devices. American Society of Microbiology, Washington, DC, 1989.

22.Colman R.W. Mechanisms of thrombus formation and dissolution. Cardiovasc.Pathol., 1993, 2, 23S-31S.

23.Complement: A practical approach. Dodds A., Sim R. (eds.) Practical Approach Ser. 182, Oxford, Oxford UP, 1997.

24.Didisheim P. Infections and thromboembolism with implantable cardiovascular devices. Trans. Am. Soc. Artif.

Intern. Org., 1989, 35, 54-70.

25.Federal Register (USA), Part V, Department of Health and Human Services, 21 CFR Part 878, 1991, p.14624.

26.Hakim R.M. Complement activation by biomaterials. Cardiovascular Pathology, 2 (Suppl.), 1993, 187S - 197S.

27.Han D.K., Park K.D., Jeong S.Y., Kim Y.H., Kim U.Y., Min B.G. in vivo biostability and calcificationresistance of surface-modified PU-PEO-SO3. J. Biomed. Mater. Res., 1993, 27, 1063-1073.

28.Hemostasis and Thrombosis: Basic Principles and Clinical Practice. Colman R.W., Hirsh J., Marder V.J., Salzman E.W. (eds.), JB Lippincott, Philadelphia, 1987.

29.Herrmann M., Lai Q.J., Albrecht R.M., et al. Adhesion of Staphylococcus aureus to surface-bound platelets: Role of fibrinogen/fibrin and platelet integrins. J. Infect. Dis., 1993, 167, 312-322.

30.Holmes C.J. Hemodialyzer performance: biological indices. Artif. Organs, 1995, 19,1126-1135.

31. Horbett T.A. Principles underlying the role of adsorbed plasma proteins in blood interactions with foreign materials. Cardiovasc. Pathol., 2 (Suppl.), 1993,137S-148S.

32.James S.J., Pogribna M., Miller B.J., Bolon В., Muskhelishvili L. Characterization of cellular response to silicone implants in rats: implications for foreign-body carcinogenesis. Biomaterials, 1997, 18, 667 - 675.

33.LaPorte R.J. Hydrophilic polymer coatings for medical devices. Technomic Publ. Company Inc., Lancaster, PA, 1998.

34.Mosher D.F. Blood coagulation and fibrinolysis: an overview. Clin Cardiol., 1990, 13,VI-5-ll.

35.Nakamura A., Kawasaki Y, Takada K., et al. Difference intumor incidence and other tissue responses to polyetherurethanes and polydimethylsiloxane in long-term subcutaneous implantation into rats. J. Biomed. Mater.

Res., 1992, 26, 631-650.

36. Nemets E., Karelskaya E., Sevastianov V, Anderson J., Harasaki H., Kim S.W. An N-substituted polyurea coating with high affinity for heparin. ASAIO J., 1993, 39, 731-733.

37. Park K.D., Kim W.G., Jacobs H., Okano T, Kim S.W. Blood compatibility of SPUU-PEO-Heparin graft copolymers. J. Biomed. Mater. Res., 1992,26,739-740.

38. Pinchuk L. A review of the biostability and carcinogenicity of polyurethanes in medicine and the new generation of "biostable" polyurethanes. J. Biomater. Sci., Polym. Ed., 1994, 8, 225-267.

39.Platelets and their factors. Handbook of Experimental Pharmacology, (von Bruchhausen E, Walter U., eds.), Springer-Verlag, Berlin, 1997.

40. Sevastianov V.I., Tseytlina E.A. The initial stages of blood/surface interaction and blood compatibiliy of hemodialysis membranes. In: Lecture notes of the ICB Seminars. Artificial Organs (Theory and application of membranes in hemodialysis and plasmapheresis). Nalecz M., Klinkmann H. (eds.), ICB, Warsaw, 1992, 19-32.

41. Silver J., Lewis K., Ratner В., Cooper S. Effect of polyol type on the surface structure of sulfonate-containing polyurethanes. J. Biomed. Mater. Res., 1993, 27, 735-745.

42. van Wachem P.B., Blaauw E.H., de Vries-Hospers H.G., et al. Tissue reactions to bacteria-challenged implantable leads with enhanced infection resistance. J. Biomed. Mater. Res., 1998, 41, 142-153.