Введение

В хирургической стоматологии при проведении операции дентальной имплантации необходимость в костной пластике возникает более чем в 50% случаев и требуется 27 млн европейцев в год [10].

В качестве заменителей аутогенной костной ткани в последнее столетие наиболее активно используются костные матриксы ксено- и аллогенного происхождения, среди которых самым продаваемым в мире является препарат Bio-Oss («Geistlich», Швейцария) [17, 18]. Он способствует остеокондукции, выступая в качестве каркаса для новообразованной костной ткани. Резорбция материала происходит со скоростью, достаточной для ремоделирования костной ткани и поддержания заданного объема на протяжении длительного времени. Зарекомендовавшие себя на протяжении длительного времени положительные свойства этого материала позволили ему стать эталоном сравнения во множестве экспериментов in vitro, in vivo и клинических испытаниях [27]. Однако, несмотря на большое число достоинств, Bio-Oss существенно уступает аутогенным костным трансплантатам в способности стимулировать неоостеогенез. Это связано с отсутствием остеоиндуктивных свойств Bio-Oss и возможной фиброзной инкапсуляцией гранул материала [54].

В целом как аутогенная костная стружка, так и ее ксеногенные аналоги, такие как Bio-Oss, нуждаются в дополнительных армирующих конструкциях в виде титановых сеток или костных блоков при замещении протяженных дефектов и барьерных мембран для обеспечения направленной костной регенерации [13]. Существует потребность в материалах, обладающих всеми достоинствами используемых на сегодняшний день препаратов и лишенных присущих им недостатков.

В последнее годы наблюдается рост интереса к такой группе материалов, как гидрогели, которые обладают высокой биосовместимостью и способностью имитировать высокогидратированные ткани организма [16]. Существуют технологии, позволяющие гидрогелям отверждаться после внесения в костный дефект, что, с одной стороны, улучшает их манипуляционные свойства, а с другой, позволяет отказаться от использования армирующих конструкций и мембран. В состав гидрогелей возможно включение клеток, остеоиндукторов и вирусов для создания тканеинженерных, белок- и ген-активированных конструкций, что в перспективе может обеспечить этому классу материалов лидирующие позиции на рынке костно-пластических материалов. Таким образом, отверждаемые гидрогели являются перспективными материалами для костно-пластических операций, а информация из разных областей науки: биологии, физики, химии и медицины, — требует систематизации актуальных данных для определения направления дальнейших разработок в этой области.

Виды гидрогелей

По происхождению полимеров, составляющих основу гидрогелей, их можно разделить на природные и синтетические. К природным можно отнести полипептиды и полисахариды. Синтетические полимеры делят на биодеградируемые и небиодеградируемые. При создании биомедицинских материалов в форме гидрогелей наиболее часто используют коллаген, альгинат, хитозан, желатин, гиалуроновую кислоту, целлюлозу и фиброин, а также сополимеры полилактида и полиэтиленгликоля [50].

Преимуществом материалов на основе природных полимеров является их высокая биосовместимость. В большинстве случаев их деградация возможна за счет действия ферментов организма. Недостатками этих материалов являются низкая механическая прочность и возможность возникновения иммунного ответа организма на их присутствие, а также нестабильность качества получаемого продукта. Положительными свойствами синтетических полимеров — высокие показатели механической прочности, по сравнению с природными полимерами, а также возможность более точного регулирования скорости деградации. Недостатками являются высокая стоимость таких материалов и низкая способность к биодеградации [59].

По типу сшивания гидрогели делятся на физические и химические. Так называемые «химические» гидрогели образуются за счет ковалентных и ионных сшивок. «Физические» гидрогели формируются с помощью водородных связей, амфифильных взаимодействий, электростатических комплексов, также за счет агрегации и зацепления молекул полимера [31]. Примерами гидрогелей, образованных за счет агрегации и зацеплений, могут служить материалы на основе желатина, гиалуроновой кислоты или полиэтиленгликоля. Их недостатками являются низкая механическая прочность и высокая текучесть, которые ограничивают их применение для замещения костных дефектов, подвергающихся высоким нагрузкам. Именно поэтому такие гидрогели чаще всего применяются в качестве скаффолдов для доставки остеоиндукторов [19].

В зависимости от механизма гелеобразования гидрогели делятся на отверждаемые без каких-либо внешних воздействий и отверждаемые в ответ на изменения внешних условий, таких как температура, изменение pH, ультразвуковое или электромагнитное воздействие, ультрафиолетовое излучение [59].

Полимеры, используемые для изготовления гидрогелей

Коллаген и желатин

Выделяют около 28 типов коллагена, среди которых коллаген I типа является наиболее распространенным [46]. Он формирует внеклеточный матрикс сухожилий и костной ткани. Желатин является продуктом денатурации коллагена и также, как и коллаген, обладает следующими положительными свойствами: способствует клеточной адгезии, обладает высокой пористостью, гидрофильностью и способностью к биодеградации под воздействием ферментов без возникновения иммунного ответа и воспаления [36].

Материалы на основе этих полимеров используются в качестве матриц для доставки клеток в составе тканеинженерных конструкций и позволяют включать остеоиндукторы и нуклеотиды с сохранением их активности [40, 45].

К недостаткам коллагена и желатина относятся высокая скорость биодеградации и низкие механические свойства [12].

Формирование коллагеновых и желатиновых гидрогелей происходит за счет физической сшивки при воздействии температуры или ультрафиолета. Химические коллагеновые и желатиновые гидрогели получают за счет ковалентного сшивания с альдегидами, генипином или карбодиимидами, однако в составе таких полимеров могут присутствовать потенциально токсические остатки [28]. С поликатионными молекулами, такими как хитозан, коллаген образует ионные сшивки. Также существуют ферментативные сшивающие агенты, такие как трансглутаминаза, которые положительно влияют на прочность, растяжение и снижают скорость деградации материалов под действием ферментов [39].

Гиалуроновая кислота

Гиалуроновая кислота является сополимером D-глюкуроновой кислоты и N-ацетил-D-глюкозамина и выступает в качестве сигнальной молекулы для миграции и пролиферации различных типов клеток, а продукты ее деградации стимулируют ангиогенез [65]. Также гиалуроновая кислота с высокой молекулярной массой обладает противовоспалительными свойствами [30]. В структуру гидрогелей на ее основе возможно введение клеток, факторов роста, ген-инженерных конструкций и лекарственных веществ [40, 45].

Недостатками гиалуроновой кислоты являются ее низкие механические свойства и высокая скорость биодеградации [47]. Гидрогели гиалуроновой кислоты обладают низким модулем упругости (85—140 Па) за счет высокого содержания воды, что затрудняет их применение для восполнения утраченной кости в местах, подверженных нагрузке.

Гиалуроновая кислота способна образовывать химические гидрогели за счет ковалентных связей при взаимодействии с глутаральдегидом, карбодиимидами и гидразидами в кислотных условиях и с дивинилсульфоновыми производными в щелочной среде [64]. Метакрилированные производные гиалуроновой кислоты образуют эластичные гидрогели под действием светового излучения. Фотоинициированное сшивание за счет радикальной полимеризации позволяет контролировать скорость отверждения и форму полученного материала [23].

Физические гидрогели на основе гиалуроновой кислоты получают за счет синтеза амфифильных производ-ных при взаимодействии с гексадециламином или полимолочной кислотой. Такой тип гидрогелей отличается невысокой механической прочностью, образуемые гидрофобные сшивки разрушаются под действием эластического растяжения [53].

Альгинат

Альгинат — природный полисахарид, состоящий из α-D-маннуроновой кислоты и B-L — гулуроновой кислоты. Положительными свойствами альгината являются: биосовместимость и отсутствие иммуногенности [56]. Альгинаты широко применяются в медицине в качестве средств для раневых повязок и стоматологических оттискных материалов. Альгинаты используют в качестве обволакивающих и антацидных средств при лечении изжоги и кислотного рефлюкса [32]. В тканевой инженерии альгинаты могут выступать в качестве носителей для клеток, факторов роста и нуклеотидов [40, 45].

Недостатком альгината является медленная трудно прогнозируемая скорость резорбции. Это связано с тем, что в организме человека отсутствуют специфические ферменты альгиназы [9]. Однако в присутствии хелатирующих агентов материалы на основе альгината подвергаются деградации [20].

Альгинат образует ионные сшивки за счет взаимодействия с двухвалентными катионами, такими как кальций, магний или железо. Недостатком ионно-сшитых альгинатных гидрогелей является их непродолжительная стабильность в среде организма. Так, они могут быть растворены за счет обменной реакции с окружающей средой, вызывающей высвобождение двухвалентных катионов из альгинатных материалов.

Образование ковалентных сшивок позволяет улучшить механические свойства альгинатных гидрогелей. Так, при сшивании с полиэтиленгликоль-диаминами различной молекулярной массы были получены полимеры с широким диапазоном механических свойств. Увеличение массовой доли полиэтиленгликоля или плотности сшивания приводило к увеличению модуля упругости материала. При повышении прочности сшивания от 2 до 15% модуль упругости увеличился от 32 до 110 кПа, а при увеличении массовой доли полиэтиленгликоля — от 9,7±1,6 до 109,4±9,5 кПа [15].

Гелеобразование под действием температуры возможно за счет введения в основную цепь полимера поли-N-изопропилакриламида или взаимодействия с блок-сополимером полиоксиэтилена и полиоксипропилена — Плюроником F127. Такая модификация позволяет улучшить физические и механические свойства термочувствительных гидрогелей.

Под воздействием ультрафиолета происходит реакция свободнорадикальной полимеризации с отверждением метакрилированных производных альгинатных гидрогелей, в состав которых добавлен фотоинициатор, такой как Irgacure 2959 (Irgacure 819, Ciba Specialty Chemicals, США), который обладает высокой биосовместимостью и минимальной степенью цитотоксичности [49].

Хитозан

Хитозан — производное хитина, линейный полисахарид, макромолекулы которого состоят из случайно связанных β-(1−4)-D-глюкозаминовых звеньев и N-ацетил-D-глюкозамина. Данный полимер обычно получают путем химического или ферментативного деацетилирования хитина [25]. Хитозан обладает биосовместимостью и способностью к биорезорбции с образованием безвредных метаболизируемых продуктов.

Хитозан способен подавлять рост бактерий и грибов за счет ионных взаимодействий заряженных групп полимерной цепи хитозана с компонентами клеточных стенок, что приводит к высвобождению внутриклеточных компонентов и гибели клеток [48, 57].

Также материалы на основе хитозана обладают гемостатическим эффектом за счет абсорбции плазмы, связывания и коагуляции эритроцитов, а также адгезии тромбоцитов и их агрегации [44].

Особого внимания заслуживает способность хитозана оказывать противоопухолевое действие: хитозан увеличивает продукцию интерлейкинов-1 и -2, приводящих к пролиферации Т-лимфоцитов, а также индуцирует апоптоз опухолевых клеток и тормозит их деление [5, 38, 63].

Из-за наличия сильных межмолекулярных водородных связей хитозан может быть растворен только в кислых растворах, что ограничивает его применение в качестве инъекционного гидрогеля. Тем не менее готовые гидрогели хитозана способны обеспечить условия для проникновения, роста и развития клеток, а также могут выступать в качестве носителей для индукторов белковой и нуклеотидной природы [40, 45].

Хитозановые гидрогели образуются за счет ковалентных сшивок с такими веществами, как глутаральдегид, генипин, диизоцианат и акриловая кислота [1]. Сшитые с генипином хитозановые гидрогели характеризуются низкой скоростью деградации, однако при включении в состав материалов лекарственных веществ возможно возникновение их несовместимости [8].

Сшиваемые под действием ультрафиолетового излучения полимеры хитозана получают путем введения в них азидных или лактозных остатков за счет образования ковалентных связей [23]. Ковалентно-сшитые полимеры обладают устойчивостью при изменении окружающей среды, однако они нуждаются в дополнительной очистке для удаления токсичных непрореагировавших сшивающих агентов.

Для создания ионно-сшитых гидрогелей хитозана часто используют анионы. Так, например, ионные сшивки образуются за счет взаимодействия хитозана с триполифосфатом. Такое ионное гелеобразование хитозана применяется в основном для переноса низкомолекулярных веществ, но в последнее время используется и для макромолекул [42]. Также при взаимодействии с отрицательно заряженными полисахаридами, такими как альгинат, пектин, гиалуроновая или полимолочная кислота, хитозан образует полиэлектролитный комплекс за счет ионных сшивок [22]. Ионно-сшитые композиты отличаются более высокой биосовместимостью, однако они имеют более низкую механическую стабильность и могут реагировать на изменение параметров окружающей среды, таких как pH, температура или ионная сила [7].

Фиброин

Фиброин — фибриллярный белок, составляющий основу нитей паутины и коконов насекомых, в частности шелка тутового шелкопряда. Данный белок обладает следующими свойствами: биосовместимость, высокая степень жесткости и прочности, контролируемые темпы деградации и универсальность в обработке для создания биоинженерных конструкций. Биодеградация фиброина происходит под действием протеолитических ферментов без возникновения воспалительной реакции [14]. Фиброиновые гидрогели могут использоваться для доставки факторов роста и стволовых клеток [45].

Недостатком фиброиновых матриц является невысокая скорость биодеградации, которой не всегда достаточно для замещения дефектов новообразованной костной тканью. Однако изменение степени кристаллизации, размера пор и пористости, а также молекулярно-массового распределения позволяет контролировать скорость деградации материалов на основе фиброина [60].

Фиброиновые гидрогели способны к самосборке и гелеобразованию, которые запускаются in vitro при низких значениях pH или высокой температуре [66]. Однако гелеобразование при таких условиях протекает достаточно медленно. Именно поэтому был предложен способ ультразвукового воздействия на материал. Под действием соникации происходит быстрое и контролируемое образование b-складчатого листа фиброина. За счет высокой скорости гелеобразования становится возможным добавление в состав материала факторов роста, таких как BMP-2 и VEGF, без риска снижения их активности, которое происходит в процессе образования поперечных сшивок [67].

Целлюлоза

Целлюлоза состоит из повторяющихся остатков β-(1,4)-D-глюкозы и является наиболее распространенным природным полимером, входящим в состав стенок растительных клеток [58]. К положительным свойствам целлюлозы относится биосовместимость, высокая степень гидрофильности, способность к адгезии клеток [26]. Материалы на основе целлюлозы могут использоваться для доставки клеток и факторов роста [35, 45].

К недостаткам целлюлозы относится низкая скорость биодеградации (более 60 нед) [33]. Также в физиологических условиях невозможно образование связи между целлюлозой и костью [37]. Химическая модификация целлюлозы за счет фосфорилирования позволяет добиться образования фосфата кальция и обеспечить удовлетворительное сцепление на границе кости и материала.

Гидрогели на основе целлюлозы получают за счет физической или химической стабилизации водных растворов целлюлозы. Термочувствительные физические гидрогели получают из водного раствора метилцеллюлозы или гидроксипропил метилцеллюлозы [52]. Однако такие физически сшитые гидрогели обладают термообратимостью и неконтролируемой скоростью биодеградации [51].

В зависимости от используемых производных целлюлозы для образования гидрогелей применяются различные сшивающие агенты и катализаторы, такие как эпи-хлоргидрины, альдегиды, производные мочевины, карбодиимиды и карбоновые кислоты [51].

Под воздействием излучения образуются гидрогели на основе карбоксиметилцеллюлозы, гидроксипропилцеллюлозы и гидроксиэтилцеллюлозы [61]. Такой способ сшивания гидрогелей позволяет отказаться от использования дополнительных химических агентов, является контролируемым и в то же время позволяет произвести стерилизацию полимера [51].

Полиэтиленгликоль

Полиэтиленгликоль — нетоксичный водорастворимый полимер этиленгликоля. Гели на основе полиэтиленгликоля были одобрены FDA в качестве материалов для регенерации костной ткани [21]. К положительным свойствам полиэтиленгликоля относятся биосовместимость, неиммуногенность и устойчивость к адсорбции белков [2]. Скорость биодеградации зависит от сшивающих агентов и может изменяться от 10 часов до 22 дней [24].

К недостаткам гелей на основе полиэтиленгликоля относится их низкая механическая прочность.

Образование гидрогелей на основе полиэтиленгликоля происходит за счет физических или химических взаимодействий. Химические сшивки образуются в результате радикальной полимеризации полимера при наличии сшивающего агента, в качестве которого могут выступать альдегиды, малеиновая и щавелевая кислоты, диметилмочевина или диизоцианаты. Также возможно образование такого вида сшивок при воздействии ультрафиолетового излучения или в присутствии фермента глутаминазы. Химические сшивки формируют стабильную структуру гидрогеля с контролируемыми физико-химическими свойствами, такими как проницаемость, эластичность и скорость деградации [29].

Полиэтиленгликоль образует сополимеры с поли-лактид-ко-гликолидом. Материалы на основе сополимера могут использоваться в качестве матриц для тканеинженерных, протеин-активированных и ген-активированных конструкций [41, 43, 45].

Физически сшитые гидрогели полиэтиленгликоля формируются за счет водородных связей и образования комплексов с полиакриловой и полиметакриловой кислотами [29].

Коммерческие материалы, используемые для восстановления дефектов костной ткани

Среди существующих на рынке костно-пластических материалов на основе гидрогелей широко представлены композиты, содержащие деминерализованный костный матрикс или гидроксиапатиты. Основными лекарственными формами являются пасты и пластилины (putty), которые обеспечивают удобство применения таких материалов. Однако следует отметить, что, несмотря на разнообразие, лишь небольшое число материалов уже прошло клинические испытания и одобрено для применения в клинической практике. Данные по таким материалам представлены в таблице.

Резюме

Использование в качестве основы для костно-пластических материалов отверждаемых гидрогелей является перспективным направлением. В отличие от традиционных материалов в виде гранул костной ткани или аутогенной костной стружки они обладают существенными преимуществами: позволяют заполнять сложные костные дефекты, а также сохранять заданную форму после отверждения без использования армирующих конструкций в виде титановых сеток, костных блоков и винтов. Их сплошная структура избавляет от необходимости использовать барьерные мембраны для достижения направленной костной регенерации. Существующие методики импрегнирования остеоиндукторов белковой и вирусной природы с сохранением их биологических свойств обеспечивают этому классу материалов сопоставимые или превосходящие остеоиндуктивные свойства по сравнению с аутогенной костной стружкой и ее алло- и ксеногенными аналогами. Среди существующих полимеров, используемых для получения биосовместимых гидрогелей, наибольший интерес вызывает хитозан. К его уникальным свойствам относится способность подавлять рост бактерий, грибов и опухолевых клеток, не оказывая негативного воздействия на нормальные эукариотические клетки млекопитающих. Однако среди существующих коммерческих препаратов костно-пластических материалов на основе хитозанового гидрогеля не представлено, как и других композиционных материалов на основе гидрогелей и остеоиндукторов.

Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.