Общие реакции организма на введение имплантатов

Материалы, имплантируемые в организм, включают естественные механизмы защиты от проникновения чужеродных тел, к которым относятся (Севастьянов, 1999):

1. свертывающая система крови;
2. активация гуморальных и клеточных медиаторов воспаления систем: комплемента, арахидоновой кислоты, калликреин-кинина, гистамина, цитокинов;
3. развитие воспалительного и репарационного процессов;
4. активация системы иммунитета;
5. пролиферация и миграция фибробластов, рост сосудов, грануляционной ткани;
6. фиброз, формирование капсулы;
7. реорганизация и инволюция рубца или капсулы.

С другой стороны, происходит изменение свойств самого материала за счет деформации, изнашивания, коррозии, растворения, резорбции и биодеградации.

Имплантированные в организм биоматериалы контактируют, прежде всего, с вне- и внутриклеточными электролитами крови, лимфы, межклеточной жидкостью, клетками и ферментными системами организма. Кровь состоит из плазмы, взвешенных в ней клеток и разнообразных биомолекул (альбуминов, глобулинов, углеводов, липопротеинов, органических кислот и т.п.). К клеткам крови относятся эритроциты, лейкоциты и тромбоциты. При этом на границе сред (твердое тело-жидкость, газ-жидкость, жидкость-газ) меняются свойства каждой из соприкасающихся друг с другом фаз, при этом граница между ними никогда не бывает гомогенной. Например, изменяется плотность электрического заряда, ориентация молекул, скорость электрохимических реакций. Образуется пленка толщиной от 10 до 29 ангстрем, в которой молекулы сконцентрированы и прочно связаны между собой. Процесс, приводящий к аномально высокой концентрации вещества из жидкой среды на поверхности ее раздела с твердым телом, называется адсорбцией. Различают физическую адсорбцию, когда не происходит химическое изменение адсорбируемых молекул. В живой ткани более часто встречается другой тип, получивший название хемосорбция. При этом молекулы могут адсорбироваться на поверхности вводимого материала не только монослойно, но и в виде многослойных комплексов. Обычно толщина таких слоев в биосистемах составляет 5-15 ангстрем. С ростом температуры скорость хемосорбции обычно возрастает, а энергия, выделяемая в ее процессе, составляет более 80 кДж/моль. Параллельно с процессом адсорбции идет десорбция молекул. При равенстве скорости адсорбции и десорбции возникает так называемое адсорбционное равновесие. Зависимость между равновесной адсорбцией при постоянной температуре называется изотермами. Наиболее общая изотерма адсорбции описана формулой Ленгмюра:

θ = kp / 1+kp,

где θ - относительная степень заполнения поверхности адсорбированными молекулами, k - константа, зависящая от температуры и взаимодействия между частицами адсорбента и адсорбата, р - давление.

Если адсорбент имеет пористую структуру и ее поверхность является смачиваемой по отношению к адсорбату, то происходит капиллярная конденсация. В биосистеме любая поверхность стремится гармонично и автоматически заполниться ориентированными молекулами, так как каждая поверхность слоя адсорбции имеет разную реакцию на кислые и основные ионы. Взаимодействие между молекулами может происходить за счет ковалентных, электростатических, Ван-дер-Ваальсовых, Рэнделловых, водородных и других связей. Ван-дер-Ваальсовы силы являются наиболее универсальными и возникают между молекулами, когда они находятся на расстоянии нескольких десятков ангстрем. С расстоянием они убывают быстрее электростатических кулоновских сил обратно пропорционально квадрату расстояния. Энергия этих связей не превышает 1 ккал на моль. Следует отметить, что энергия электростатических сил составляет около 5 ккал на 1 моль, а водородных связей - от 2 до 5 ккал на моль. Считается, что сцепление между молекулами обеспечивается молекулярными силами, которые при уменьшении приводят к образованию более лабильных структур, стремящихся к дезагрегации и образованию новых комплексов. По мнению А. Поликара (1976), эти процессы приводят к изменению таких свойств, как поверхностное натяжение, проницаемость, вязкость, эластичность, прочность систем. В результате нарушается структурная непрерывность. Однако конкретные механизмы данного явления остаются все еще малопонятными и требуют дальнейшего изучения (Грег, Синг, 1970; Поликар, 1976; Адамсон, 1979; Прохоров, 1995; Севастьянов, 1999).

Наряду с включением защитных, иммунных и гомеостатических механизмов на инородное тело, каковым является имплантат, могут возникнуть осложнения, связанные с его конструкцией или функцией. Так, например, на искусственном сердечном клапане в ряде случаев возникают так называемые «зоны стоячей воды» из-за застаивания потока крови, что приводит к адгезии тромбоцитов на поверхности биоматериала с последующим активированием кровяных пластинок и образованием тромбов. Подобное действие оказывает структура поверхности имплантата, размер шероховатости которой превышает величину тромбоцитов. В связи с этим биоматериалы, находящиеся в контакте с кровью, должны иметь очень гладкую поверхность, причем в идеале размер шероховатости должен быть незначительным по сравнению с диаметром молекул для того, чтобы предотвратить нежелательную адсорбцию протеинов, образующихся при свертывании и деформации тромбоцитов (Барбараш и др., 1995; Байков, 1999).

Конструкции, используемые для замены функций в ортопедии, травматологии и стоматологии, оказывают на обмен веществ воздействие, сравнимое с действием компонентов биологической среды. Например, детали для протезирования в полости рта, а также вставки для восстановления кариозных повреждений зубов, должны иметь очень гладкую поверхность для того, чтобы затруднить образование первичного слоя, богатого протеинами, к которому могут прилипать Streptococcus mutans и другие бактерии, вызывающие кариес.

В отличие от этого, поверхности стержней тазобедренного сустава, имплантируемые без цемента в кость, и держателей искусственных впадин для установки в таз, напротив, должны иметь шероховатую, даже пористую структуру для повышения сцепления с костью. Если суставные имплантаты недостаточно скреплены с тканью, то при нагрузках, вследствие механического раздражения, они быстро обрастают рыхлой соединительной тканью, которая заполняет пространство между имплантатом и костью. При нагрузке происходит расшатывание такого протеза вплоть до развития его полной функциональной несостоятельности. В связи с этим поверхность имплантатов для эндопротезирования или остеосинтеза должна иметь такую структуру, которая обеспечивала бы максимальное сцепление и интеграцию их с костной тканью на макро- и микроуровнях без образования стромальной капсулы (Карлов, Шахов, 1999; Thull, 1991; Moroni et al., 1999).

Активацию иммунной системы биоматериалы могут осуществлять через следующие основные механизмы:

1. влияние на процессы пролиферации и дифференцировки иммунокомпетентных клеток через адгезины, ростовые факторы, интегрины, хемокины, цитокины и другие макромолекулы, адсорбирующиеся на поверхности имплантата;
2. трансформация биомолекул в антигены из-за реакций с продуктами, которые выделяются из материала в процессе коррозии, биодеградации и выщелачивания или электрохимических реакций;
3. конформационные изменения абсорбированных биомакромолекул в электрическом поле поверхности с изменением в третичной, четвертичной структуре, происходящим под действием изменения водородных связей, сил электростатических и(или) Ван-дер-Ваальса.

Главный вывод, который можно сделать из всего вышесказанного, заключается в том, что необходимо создавать такие условия, чтобы биомолекулы, адсорбированные на поверхности материала, не подвергались конформации и не становились бы в результате этого невосприимчивыми для иммунной и других гомеостатических систем макроорганизма (Севастьянов, 1989; Thull, 1994).

Поверхность материала во многом определяет его биосовместимость. Учитывая это обстоятельство, в последнее время при создании биоматериалов используют этот принцип. При этом внутренняя часть имплантата, как правило, несет главную функциональную нагрузку, а наружная изготавливается из материалов, устойчивых к агрессивному действию биологических жидкостей и не вызывающих негативные реакции со стороны окружающих тканей. Такой компромисс труднодостижим уже потому, что в процессе эксплуатации различные части имплантируемых устройств подвержены как функциональным, так и биологическим нагрузкам. Происходит их изнашивание, развиваются усталостные процессы, разрушается покрытие и т.д. Материалам не достает главного свойства живой ткани - способности к самовосстановлению утраченных структур. В связи с этим неудивительно, как отмечает R. Thull (1992), что в течение 30 лет все попытки разрабатывать биоматериалы, способные в течение длительного периода времени выполнять функции без изменения своей структуры, были неудачными. Материалы третьего поколения, в отличие от материалов 1-го и 2-го поколений, благодаря учету биологических особенностей тканей, в которые они имплантируются, являются, с одной стороны, максимально биосовместимыми, а с другой - устойчивыми к агрессивному воздействию телесных жидкостей и клеток. Все это позволяет достаточно длительно их эксплуатировать без значительного изменения структурных и функциональных свойств.


А.В. Карпов, В.П. Шахов
Системы внешней фиксации и регуляторные механизмы оптимальной биомеханики