Волова Т.Г., Шишацкая Е.И., Миронов. П.В. Материалы для медицины, клеточной и тканевой инженерии

Подождите немного. Документ загружается.

ГЛАВА 3. МЕТОДЫ ИЗУЧЕНИЯ МАТЕРИАЛОВ БИОМЕДИЦИНСКОГО НАЗНАЧЕНИЯ

3.2. Методы переработки материалов для получения специализированных конструкций и изделий биомедицинского назначения



Материалы для медицины, клеточной и тканевой инженерии. Учеб. пособие

151

Рис. 3.10. Принцип компрессионного формования

Компрессионное формование схематично изображено на рис. 3.10. Гра-

нулы полимера нагреваются в форме заданной конфигурации. Как только

температура является достаточной для превращения полимера в пластиче-

скую массу, две половины формы соединяются, и излишек полимера выдав-

ливается между ними. Формы являются относительно простыми и дешевыми

для изготовления, однако технология трудоемка и требует много времени по

сравнению с пресс-формами.

Выдавливание (экструзия) – это технология, когда расплавленный

полимер вдавливается в штамп и используется для производства деталей

с фиксированной площадью сечения, в частности трубчатых конструкций

и прутков. Формование в пресс-формах схематически изображено на

рис. 3.11

. Технология включает Архимедов винт, заключенный в барабан,

в который с одного конца подаются твердые гранулы полимера. По мере

продвижения полимера в шнеке он расплавляется и продавливается в форму.

Одним из ключевых свойств термопластичных полимеров являются

реологические характеристики расплавов, прежде всего вязкость при удли-

нении (extensional viscosity), толщина при удлинении и увеличение вязкости

при удлинении (или текучести). Эти характеристики важны для стабилизации

полимеров в процессах их переработки, включая такие процессы, как вытя-

гивание из расплава (выдувание пленок, вытягивание и скручивание волокон,

покрытия расплавами и т. п.). Полимеры, имеющие низкую прочность рас-

плавов, не способны противостоять нагрузкам, имеющим место при термиче-

ском процессе, не стабильны и подвержены деструкции. Реологические

характеристики расплавов полимеров различной структуры зависят от пара-

метров обработки. По мере снижения вязкости расплава полимеров может

значительно возрастать скорость обрыва («shear thinning»). Увеличение мо-

лекулярного веса полимера ведет к возрастанию сдвиговой вязкости («shear

viscosity») и вязкости при удлинении («extensional viscosity»). Прочность рас-

плава может быть повышена ветвлением линейных полимеров. Разветвлен-

ные композиты полимеров могут быть получены путем введения реагентов

ГЛАВА 3. МЕТОДЫ ИЗУЧЕНИЯ МАТЕРИАЛОВ БИОМЕДИЦИНСКОГО НАЗНАЧЕНИЯ



Материалы для медицины, клеточной и тканевой инженерии. Учеб. пособие

152

в ходе экструзии, когда температура экструзии и время реакции достаточны

для плавления полимера и выше температуры разложения 3-радикального

индуктора, например, пероксида. Установлено, что при введении пероксида

в расплавы отдельных полимеров инициируются конкурирующие реакции,

приводящие к разрывам полимерной цепи и встраиванию в нее боковых

цепей. Варьируя температуру экструзии и содержание 3-радикального

индуктора, можно контролировать конечный молекулярный вес и степень

разветвления полимеров. Установлено, что в результате ветвления линейных

полимеров замедляются процессы старения изделий из них.

Рис. 3.11. Инжекторное литье

Основные требования, предъявляемые к процессам формования поли-

мер-керамических смесей и отличающиеся от обычной технологии перера-

ботки пластических масс, заключаются в следующем: полимер-керамические

смеси с содержанием полимерного связующего 10–20 % (30–60 объемн. %)

с низкой вязкостью расплава должны обеспечивать формование изделий

сложной формы при широком интервале температур выгорания полимерного

связующего и получение бездефектных изделий после спекания. Полимерное

связующее представляет собой многокомпонентную систему, в состав кото-

рой входят полимеры (термопласты, реактопласты или их смеси), смазки,

пластификаторы, диспергаторы, поверхностно-активные вещества, пептиза-

торы и другие функциональные добавки. Большинство термопластов и мно-

гие реактопласты запатентованы в качестве компонентов полимерного

связующего. В настоящее время к достижениям в области формования отно-

сятся разработанные способы оптимизации составов или новые способы

получения и переработки полимер-керамических систем. Например, для рав-

номерного распределения полимерного связующего, повышения текучести

полимер-керамической массы и производительности процесса литья под дав-

лением фирмой «Rayon Co., Ltd» (Англия) предложен следующий состав ор-

ГЛАВА 3. МЕТОДЫ ИЗУЧЕНИЯ МАТЕРИАЛОВ БИОМЕДИЦИНСКОГО НАЗНАЧЕНИЯ



Материалы для медицины, клеточной и тканевой инженерии. Учеб. пособие

153

ганического связующего: на 100 массовых частей керамического порошка

3–30 массовых частей термопластичной смолы (полиэтилена и парафина – по

0,1–20 массовых частей) и пластификатора (например, дибутилфталата).

Наряду с этими традиционными компонентами, связующие дополнительно

могут содержать простые соединения (спирты, амины, карбоновые кислоты,

полиамины, полиамиды и др.), а в качестве алкиленоксида – этиленоксид,

пропиленоксид и (или) бутиленоксид. В качестве основных полимерных

компонентов, связующих керамики, используют также полиуретан и алифа-

тический поликарбонат.

Изделия, сформованные из полимер-керамической смеси на основе

термопласта, покрывают слоем силиконовой, фторсодержащей полиамидной,

полифениленсульфидной или другой стойкой к нагреванию смолы. Часть

поверхности изделия оставляют непокрытой. Далее связующее и покрытие

удаляют путем нагрева. Фирма «Toyota Dzidosya Co., Ltd» (Япония) разрабо-

тала способ формования высокопрочных керамических изделий сложной

конфигурации, большой толщины, исключающей образование внутренних и

поверхностных дефектов. Согласно этому способу смесь готовят из керами-

ческого порошка и органического связующего, формуют изделие, нагревают

до удаления 90–95 % органического вещества, покрывают заготовку пленкой

из силиконовой резины и прессуют под давлением 30–140 МПа. Затем изде-

лие нагревают до 700 °C до удаления оставшегося связующего и пленки ре-

зины и спекают при 1500–1800 °С.

Способ изготовления тонкостенных изделий из керамики с толщиной

стенки менее 1 мм разработан фирмой «Sin Nissoka-ko K. K.» (Япония).

С помощью литьевой машины сначала отливают основу, например, из поли-

карбоната, не размягчающуюся при температуре 60–100 °C, поверх которой

отливают тонкостенную формовку из смеси керамики и связующего, размяг-

чающуюся при температуре 60–100 °C. Таким способом можно получать из-

делия с толщиной стенки около 0,1 мм. Качество керамических изделий во

многом определяется эффективностью смешения и диспергирования компо-

нентов органического связующего и керамического порошка.

Известен способ изготовления керамических пористых конструкций;

фирма «Nippon Denco Co., Ltd» (Япония) получает такие изделия на основе

пенополиуретана, представляющего собой систему однонаправленных пор,

открытых с одной стороны. Пенополиуретановую форму многократно про-

питывают суспензией керамического порошка с последующим прокаливани-

ем и спеканием. Таким образом, вопросы формования полимер-керамических

смесей технологически отработаны достаточно полно. Совершенствование

технических решений в этой области направлено в основном на достижение

оптимальных составов и методов формования изделий. Анализ и сопоставле-

ние приведенных составов смесей позволяет получить разнообразные конст-

рукционные материалы и изделия из них.

ГЛАВА 3. МЕТОДЫ ИЗУЧЕНИЯ МАТЕРИАЛОВ БИОМЕДИЦИНСКОГО НАЗНАЧЕНИЯ



Материалы для медицины, клеточной и тканевой инженерии. Учеб. пособие

154

В связи с хорошей растворимостью ряда полимеров в неполярных

растворителях существует возможность использования вязких полимерных

растворов для изготовления пленок и мембран, а также монофиламентных

и полижильных хирургических волокон. В ряде случаев, наряду с гибкими

пленками, востребованы пористые двух- и трехмерные матриксы. Одним

из способов получения пористых матриксов из полимерных материалов

является изготовление пленок из двухкомпонентных смесей и последующее

выщелачивание одного из компонентов смеси в растворе, обладающего рас-

творимостью только для одного компонента. Альтернативой такому способу

служит техника образования волоконных структур или трехкомпонентные

смеси, состоящие из растворов полимеров и осадителей. Растворы полимеров

пригодны также для формования волокон. Прочные ориентированные волок-

на из ряда полимеров (ПМК, ПГК, ПГА) с хард-эластическими свойствами.

На первом этапе из плотных полимерных растворов получают волокна, кото-

рые далее подвергают последующему ориентированию методом закаливания

и вытяжения при нагреве. Если ориентирование проводить сразу после полу-

чения нитей, процесс кристаллизации полимера и, следовательно, характери-

стики волокон можно контролировать. Варьируя температуру, при которой

проводится вытягивание нитей, можно влиять на размер образующихся кри-

сталлитов в изделие и, значит, прочность изделия.

Перспективным методом получения нетканых полимерных материалов,

в том числе волокон и мембран, является метод электростатического формо-

вания (ЭСФ) – «electrospinning». Этот термин возник на базе словосочетания

«elecrostatic spinning» и вошел в научную литературу сравнительно недавно

(1994 г.), хотя фундаментальная основа метода была заложена в 60-е годы

прошлого столетия, когда было запатентовано несколько вариантов способов

получения волокон с использованием электростатической силы. Принцип

метода заключается в образовании филаментов в сильном электрическом по-

ле, возникающем между двумя электродами противоположной зарядности,

при этом один электрод помещается в раствор или расплав полимерного

материала, второй размещается на приемном металлическом коллекторе

(матрице). Типичная установка для электростатического формования (ЭСФ)

состоит из трех основных частей: капилляра, в который с постоянной скоро-

стью подается раствор полимера, металлической мишени и источника высо-

кого напряжения (рис. 3.12

ГЛАВА 3. МЕТОДЫ ИЗУЧЕНИЯ МАТЕРИАЛОВ БИОМЕДИЦИНСКОГО НАЗНАЧЕНИЯ



Материалы для медицины, клеточной и тканевой инженерии. Учеб. пособие

155

Рис. 3.12. Схема установки для электростатического прядения полимеров: 1 – капилляр;

2 – заземленная металлическая мишень; 3 – источник высокого напряжения;

4 – насос для подачи полимерного раствора [Волова, Гордеев]

Раствор полимера вытекает из капилляра и под действием электроста-

тического поля формирует тонкую положительно заряженную струю, кото-

рая движется по направлению мишени. Поскольку отдельные части струи,

обладая одинаковым зарядом, отталкивают друг друга, струя начинает вра-

щаться, формируя конус в пространстве между концом иглы и мишенью, ко-

торый в большинстве случаев можно наблюдать невооруженным глазом.

В результате волокна ложатся на мишень в случайном порядке и формируют

сетку изотропно ориентированных волокон.

Метод ЭСФ позволяет получать ультра- и нанотонкие волокна и по-

ристые структуры на их основе из растворов и расплавов полимеров раз-

личного строения. Этот метод получил сильное развитие в поcледние годы

в связи с потребностями новых биомедицинских технологий клеточной

и тканевой инженерии. К настоящему моменту описаны различные вариан-

ты метода для формования волокон и мембран из полимеров различного

типа (желатина, карбоксиметилцеллюлозы, полиэтиленоксида, полилактида,

полиуретанов, поливинилового спирта, политриметилтерифталата, диме-

тилформамида и др.).

 V



Материалы для медицины, клеточной и тканевой инженерии. Учеб. пособие

156

Получение фундаментальной основы для разработки и реализации

новых материалов, устройств и технологий реконструктивной медицины

требует комплексных исследований. Связано это с тем, что для понимания

механизма взаимодействия имплантатов с тканями организма необходимы

глубокие исследования закономерностей ответа организма на инородное те-

ло, характера регенераторного процесса, с одной стороны, и изучение «судь-

бы» (включая кинетику биодеструкции и динамику прочностных свойств)

имплантируемого материала – с другой. Имплантированный матери-

ал/изделие и живой организм при контакте подвержены взаимовлиянию, как

правило, негативного характера. При этом характер и степень выраженности

этого воздействия определяется как комплексом физико-химических свойств

собственно материала, массой и геометрией имплантата, так и природой и

силой ответных физиолого-биохимических реакций организма-хозяина [1

; 2].

Рис 4.1. Схема реакции организма на имплантируемый материал: А – химические

факторы: основные составляющие полимеры (вещества, переходящие в раствор). Б – ме-

ханические факторы: конфигурация, размеры, характеристика поверхности. В – факторы

температурно-электрического характера. Г – биологические факторы: действие организма

и микроорганизмов. Д – физические характеристики: прочностные, температурные, меха-

но-физические свойства. Е – габитус, пол, возраст, иммунные свойства, условия циркуля-

ции крови, место имплантации. 1 – быстрая реакция всего организма (аллергия, острое от-

равление, высокая температура, нервно-паралитические реакции); 2 – замедленная

реакция организма: реакция антигенов и антител, неострое отравление, тератегенные

явления, аномальные рефлексы; 3 – быстрая реакция на участке имплантации: острое вос-

паление, распад и некроз ткани, активное вторжение и экскремирование инородного тела;

4 – замедленная локальная реакция: хроническое воспаление, образование и рост грану-

лемы, рост соединительной ткани, осаждение известковых отложений, сращение, образо-

вание злокачественной опухоли, тромбоз

Медицинский

материал

(имплантат)

Живой

организм

ГЛАВА 4. ТКАНЕВАЯ РЕАКЦИЯ НА ИМПЛАНТАТЫ

4.1. Реакция организма на имплантацию материалов и процессы взаимодействия с ними



Материалы для медицины, клеточной и тканевой инженерии. Учеб. пособие

157

Рис. 4.2. Биодеградационные изменения биоматериала в организме: 1 – трение,

2 – ударная нагрузка, 3 – многократный изгиб, 4 - переход в раствор, 5 – адсорбция,

6 – известковые отложения, 7 – разложение основной макромолекулярной цепи, 8 – раз-

ложение боковых цепей, 9 – сшивание основных цепей, 10 – сшивание боковых цепей,

12 – нецепное разложение, 13 – статистическое разложение, 14 – органическое разложе-

ние, 15 – природа химических связей, 16 – влияние смежных групп и атомов (эффект

заместителей), 17 – конформационные преобразования, 18 – кристалличность, степень

сшивания, 19 – структура поверхности, 20 – конфигурация, 21 – отношение к внешней

среде (гидрофобность, гидрофильнсть). Ф – ферментные реакции. М – характеристики

материала

Имплантация в организм чужеродного материала неизбежно вызывает

клеточную реакцию, расцениваемую обычно как асептическое воспаление.

Эта реакция является защитной функцией тканей и направлена на их регене-

рацию (рис. 4.1

Имплантат под воздействием организма, в свою очередь, также претер-

певает различные изменения, причем биофизиологические факторы, влияю-

щие на имплантируемый материал, весьма разнообразны (рис. 4.2

После хирургического вмешательства и имплантации материала или

ГЛАВА 4. ТКАНЕВАЯ РЕАКЦИЯ НА ИМПЛАНТАТЫ

4.1. Реакция организма на имплантацию материалов и процессы взаимодействия с ними



Материалы для медицины, клеточной и тканевой инженерии. Учеб. пособие

158

испытуемого изделия в месте имплантации развивается асептическое воспа-

ление тканей, которое принято подразделять на несколько стадий: альтера-

ции (повреждения), экссудации и пролиферации; последняя также является

первой стадией репаративной регенерации [27] (рис. 4.3

). Воспалительный

процесс ведет к пролиферации фибробластов, которые продуцируют компо-

ненты экстрацеллюлярного матрикса, включая коллагеновые волокна. Далее

происходит процесс формирования фиброзной капсулы, которая изолирует

инородное тело от окружающих его тканей. Интенсивность воспаления

и длительность регенеративных процессов зависят от природы имплантируе-

мого материала, степени его биосовместимости. Течение этих процессов

имеет свои особенности в каждом конкретном случае. Поэтому новые биома-

териалы медицинского назначения необходимо подвергать токсикологиче-

ским и морфологическим исследованиям в условиях in vivo. Характер кле-

точной и тканевой реакции на имплантат зависят от комплекса параметров, –

химической структуры материала, стабильности (или нестабильности) в био-

логических средах, химико-биологических свойств продуктов разрушения

материала, формы и массы имплантата, места введения в организм и пр.

Повреждение.

Инородное тело

Микроциркуляторная и медиаторная реакции,

Реакция тромбоцитов и лаброцитов

Экссудация, реакция нейтрофилов

Макрофагальная реакция,

образование гигантских клеток; резорбция

Пролиферация и миграция фибробластов;

рост сосудов, грануляционная ткань

Биосинтез и фибриллогенез коллагена

Созревание грануляционной ткани, фиброз,

Формирование капсулы

Реорганизация и инволюция рубца или капсулы

Рис. 4.3. Кинетика воспалительно-репараторной реакции тканей на имплантацию:

ФЭ – фаза экссудации; ФП – фаза пролиферации; Ф, Р – фиброз, рубцевание;

В – воспаление; Р – регенерация

Первые две стадии, экссудативную и пролиферативную, иногда под-

разделяют на нейтрофильную, макрофагальную и фибробластическую фазы.

ФЭ

ФП

Ф,

ГЛАВА 4. ТКАНЕВАЯ РЕАКЦИЯ НА ИМПЛАНТАТЫ

4.1. Реакция организма на имплантацию материалов и процессы взаимодействия с ними



Материалы для медицины, клеточной и тканевой инженерии. Учеб. пособие

159

Нейтрофильная фаза наступает в первые часы после хирургического вмеша-

тельства, олиморфоядерные лимфоциты (ПЯЛ) из сосудов мигрируют в сто-

рону источника раздражения, окружая его, образуя через 6–12 ч лейкоцитар-

ный вал. Время жизни ПЯЛ короткое; в течение суток миграция нейтрофиль-

ных лейкоцитов прекращается, они начинают распадаться. В месте острого

воспаления накапливаются недоокисленные продукты, прежде всего, молоч-

ная кислота, развивается ацидоз тканей, происходит перекисное окисление

липидов. В данной фазе продукты секреции и распада ПЯЛ активируют сис-

темы комплемента, свертывания и фибринолиза и вызывают дегрануляцию

тучных клеток. Эти факторы стимулируют образование из эмигрировавших

из сосудов моноцитов макрофагов и их хемотаксис. В адгезированных на по-

верхности имплантата клетках происходит активация ферментов. Далее ос-

новными клетками (рис 4.4

) становятся макрофаги (макрофагальная стадия),

которые внедряются в лейкоцитарный вал и фагоцитируют клеточный дет-

рит, продукты распада тканей и имплантированного материала. Макрофаги

окружают инородное тело и формируют нейтрофильно-макрофагальный →

макрофагальный → макрофагально -фибробластический барьеры, которые

предшествуют образованию грануляционной ткани. Макрофаги взаимодей-

ствуют с другими клетками через секретируемые медиаторы (к настоящему

времени среди них выделено свыше 40). Макрофагам отводится одна из

основных ролей в определении биосовместимости имплантируемых

материалов.

Рис. 4.4. Динамика соотношения клеточных популяций при заживлении раны

В течение пролиферативной (или фибробластической) фазы делящиеся

фибробласты под влиянием хемотаксиса мигрируют к имплантату, окружая

ГЛАВА 4. ТКАНЕВАЯ РЕАКЦИЯ НА ИМПЛАНТАТЫ

4.1. Реакция организма на имплантацию материалов и процессы взаимодействия с ними



Материалы для медицины, клеточной и тканевой инженерии. Учеб. пособие

160

его рядами. Фибробласты участвуют в образовании коллагеновых волокон,

в результате чего спустя 5–10 суток от начала воспаления вокруг инородного

тела образуется соединительнотканная капсула. Последняя изолирует ино-

родное тело от окружающих тканей. Формирующаяся вокруг биосовмести-

мых материалов капсула, как правило, тонкая, а вокруг гистотоксических ма-

териалов образуется толстая и плотная капсула. По мере накопления фиброб-

ластов и коллагена их рост тормозится в результате взаимодействия волокон

и клеток; последнее сопровождается синтезом в клетках ингибиторов роста

(кейлонов), разрушением фибробластов, а также превращением их в неак-

тивные фиброциты и фиброкласты, которые фагоцитируют коллагеновые во-

локна. В результате этих процессов происходит перестройка (ремоделяция) и

инволюция соединительной ткани с истончением капсулы. При имплантации

биоактивных неразрушаемых материалов в ходе формирования капсулы реа-

лизуется стадия образования грануляционной ткани (5–10 суток), в ходе ко-

торой, помимо пролиферации, происходит активное образование капилляров,

этому способствуют воспалительная реакция и тканевая гипоксия, усили-

вающие рост сосудов. Последующее созревание и фиброзная трансформация

грануляционной ткани ведут к регрессии капилляров и сокращению соедини-

тельной ткани. Зрелая капсула, как правило, сравнительно небольшой тол-

щины с доминирующими зрелыми фибробластами и фиброцитами, с преоб-

ладанием волокнистых элементов матрикса над клетками, сравнительно не-

большим количеством сосудов, со сформированным узким макрофагальным

барьером на границе капсулы и имплантата с включением гигантских клеток.

При имплантировании биодеструктивных материалов процессы эволю-

ции капсулы вокруг имплантата имеют иной характер. Макрофагальная

реакция, следующая после нейтрофильной, не ослабевает, а наоборот усили-

вается. Это имеет место потому, что макрофаги и гигантские клетки инород-

ных тел фагоцитируют и резорбируют биодеструктивные материалы. Веду-

щая роль в образовании гигантских многоядерных клеток (ГКИТ) принадле-

жит макрофагам, фагоцитирующим материал имплантата. Установлено,

что ГКИТ образуются на поверхности или вокруг частиц имплантированного

материала в результате слияния адгезированных макрофагов, а также при

делении ядер макрофагов без клеточного деления.

Реакция на инородное тело с временным развитием грануляционной

ткани с последующим созреванием в фиброзную можно считать нормальной

реакцией на относительно биосовместимый материал. Длительность этого

процесса зависит от природы материала и кинетики его деструкции, и может

протекать от нескольких дней и недель до нескольких лет и постепенно за-

вершаться замещением имплантата соединительной тканью, которая в свою

очередь подвержена частичной или полной инволюци

и. В итоге в месте

имплантата формируется рубцовая ткань или полностью регенерированная

исходная ткань. В случае неблагоприятного развития могут иметь место пло-

хое кровоснабжение толстой и плотной фиброзной капсулы и аккумуляция

токсичных продуктов обмена, возникновение опухолей, кальцификация

и инфицирование.