Chirurgie In Sistemul Cardiovascular

Introducere

Sistemul cardiovascular este alcǎtuit din cord, vase de sânge și sânge. În alcătuirea sitemului vascular intră: vase de calibru diferit artere, arteriole, vene, venule și capilare având o structură adaptată specific funcției fiecărui sector vascular. Arterele trasportă sângele de la cord la organe, unde acestea se împart în arteriole. Arteriolele se divid mai departe în capilare care infiltrează țesuturile asigurând schimbul de substanțe nutritive și metaboliți. Capilarele converg apoi spre a forma venulele care ulterior vor forma venele.

Arterele sunt vasele de sânge cele mai frecvent afectate de boli. Peretele arterial este alcătuit din trei tunici: adventicea, media și intima. Tunica internă este alcătuită dintr-un strat de celule turtite numite endoteliu și care este neîntrerupt în întregul țesut vascular. Sub endoteliu se află stratul subendotelial alcătuit dintr-o rețea de fibre elastice colagene și de reticulină, iar sub acesta se află o membrană groasă și elastică care poartă numele de limitantă elastică internă. Tunica mijlocie sau media este alcătuită din fibre elastice și fibre musculare netede dispuse circular în proporții diferite în funcție de mărimea arterelor (artere de tip elastic și artere de tip muscular). La periferia tunicii medii se află o membrană elastică care o separă de tunica externă (limitanta elastica externa). Tunica externă sau adventicea este alcatuită din țesut conjunctiv elastic și câteva elemente musculare. În tunica mijlocie și în tunica externă se găsește și un număr mare de terminații nervoase vegetative [1]. Acestă structură complexă este capabilă să inhibe, în condiții fiziologice, hiperplazia intimală, tromboza și arteroscleroza.

Boala arterosclerotică cardiovasculară produce scaderea localizată a fluxului sangvin prin artere, evoluând până la obstrucția completă a vasului afectat.

Fotomicrograful unei artere parțial obstrucționate de o placă aterosclerotică.

Metode de tratament utilizate în ateroscleroză pot fi bypass-ul coronarian (CABG), angioplastia coronariană transluminală percutană (PTCA) sau montarea de stenturi în artere (Gerard J Tortora, Sandra Reynolds Grabowski, “Principles of Anatomy And Physiology”, 8th Edition , 606):.

Tratamentul constă în by-passing-ul zonei afectate prin utilizarea unei grefe artificiale sau a venei safenă.[2] În mod curent, în operațiile care presupun restabilirea fluxului sangvin printr-un vas cu diametrul mai mic de 6 mm se utilizeaza autogrefe de vena safenă. În cazul arterelor coronare se utilizează grefa arterială autologă (artera toracică internă, artera gastroepiploică, artera epigastrică inferioară și artera radială)[3,4,5].

Alogrefele crioconservate au fost de asemenea utilizate pentru by-pass-ul arterelor coronare dar ratele mari de ocluzie și problemele legate de apariția anevrismelor au condus la limitarea utilizării lor la situațiile în care nu sunt disponibile grefele autologe [6,7]. Funcționarea corespunzătoare a acestor grefe naturale este pusă pe seama prezenței celulelor endoteliale viabile pe suprafața luminală. Utilizarea autogrefelor venoase sau arteriale conduce la obținerea celor mai bune rezultate, însă nu este lipsită de prezența unor dezavantaje dintre care reaminitim necesitatea efectuării unui număr ridicat de proceduri chirurgicale, care sporesc riscurile și costurile operației în ansamblu. În plus, grefele vasculare prezintă pereți subțiri și pot fi deteriorate în cursul transplantării în sistemul arterial.

Prezența amputațiilor sau a recoltărilor anterioare de tesut face ca pacientul sa nu prezinte vene corespunzătoare grefării.

Grefele vasculare artificiale sunt utilizate în aceste cazuri. În mod curent grefele vasculare sunt realizate din poli(etilen tereftalat)(Dacron) sau ePTFE(poli(tetrafloretilenă)expandat). Gradul de reușită în cazul utilizării grefelor cu diametrul mare este satisfăcător, în cazul utilizării grefelor vasculare cu diametrul mai mic de 6 mm rezultatele sunt nesatisfăcătoare(15 – 20 % din grefele vasculare rămân viabile după 5 ani de la implantare) [8]. Biomaterialele poliuretanice se caracterizează printr-o largă posibilitate de utilizare în protezarea cardiovasculară, biocompatibilitatea acestora și integritatea citotisulara bună sunt consecințele metodelor de heparinizare și colagenizare la care sunt supuse aceste biomateriale.

Capitolul I

Sistemul vascular

I.1 Structură și funcții

Sistemul vascular participă la creșterea și dezvolatrea celulară prin transportul principalilor nutrienți, participă la reglarea homeostaziei prin îndepartarea produșilor obținuți în urma metabolizărilor.

Complexitatea organizării sistemului cardiovascular pornește de la faptul că în mod esențial sistemul circulator este alcătuit din două componente: sistemul cardiovascular și sistemul limfatic. Sistemul cardiovascular poate fi conceput, ca fiind alcătuit din cord, vase sangvine și sânge (și toate componentele celulare din sânge) în timp ce sistemul circulator limfatic este alcătuit din microvase limfatice (capilare) și vase limfatice mari [9].

Vasele sangvine sunt alcătuite din trei tunici (internă , medie, externă ) celularitatea fiecăreia variind în funcție de rolul pe care trebuie să îl îndeplinească în cadrul unui organ sau țesut.[10]

Arterele mari – au în structura pereților lor mult țesut elastic și pe măsura ce diametrul arterial diminuează începe să predomine țesutul muscular neted, care atinge cea mai mare dezvoltare la nivelul arteriolelor.

Arterele de tip elastic – au rol de propulsor lent în timp ce arterele de tip muscular dețin rolul de propulsor rapid. Arterele de tip elastic din această categorie fac parte aorta și celelalte artere de calibru mare. Peretele lor este alcătuit din trei tunici: tunica internă (intima) este groasă, cu un endoteliu prevăzut cu celule poligonale și susținut de un strat conjunctivo – elastic foarte important. Aici predomină fibrocitele și histiocitele, precum și fibrele elastice. Tunica medie – este cea mai groasă și alcătuită din lame elastice în număr mare (50 – 60). Ele alcătuiesc un sistem spiralat, care dă o mare rezistență vasului.

Arterele de tip muscular – în această categorie intră arterele de calibru mijlociu și mic (arteriolele), constituind majoritatea vaselor din organism. Peretele este alcătuit din aceleași trei tunici: tunica internă (intima) prezintă un endoteriu format din celule alungite, cu nucleul rotund și mare. Sub endoteriu se găsește o rețea de fibre elastice, fibre de colagen și de reticulină, iar imediat sub ea se află limita elastică internă, o membrană groasă și elastică. Tunica medie este groasă. Elementul dominant este cel contractil. Fibrele musculare netede sunt dispuse circular, în straturi concentrice, constituind un perete puternic, iar elementele elastice sunt și ele voluminoase și numeroase. Tunica externă – adventicea – are ca element predominant fibrele elastice. Fiecare din aceste tunici are rolul ei bine definit. Astfel o alterare a endoteliului provoacă coagulare sângelui (tromboza). Tunica medie musculară ajută la propulsia sângelui și determină variațiile diametrului lumenului vascular. Tunica medie elastică (în cazul vaselor mari) permite dilatația lumenului, care, împreună cu contracția ce urmează, transformă impulsul inimii într-o mișcare continuă și regulată. Adveticea reprezintă elementul de rezistență și de nutriție a peretelui.

Structura diferențiată este datorată faptului că arterele mari dețin în cadrul sistemului circulator în special un rol pasiv, fiind destinse de jetul sanguin, proiectat la fiecare sistolă și revenind apoi la dimensiunile de repaus, în timp ce arteriolele au un rol activ, acționând grație modificărilor tonusului lor ca o ecluză care controlează trecerea sângelui spre sectorul capilar. Capilarele sunt tuburi subțiri cu peretele de 1 grosime, constituite dintr-un strat unic de celule endoteliale asezate pe o membrană bazală și unite între ele la nivelul suprafețelor de contact prin substanță intercelulară ciment intercelular. După ce sângele a străbătut arterele mari și mici, ajung într-o vastă rețea de vase cu un calibru foarte mic, diametrul fiind de 6 – 30 .

Capilarul este alcătuit din:

endoteliu – format din celule endoteliale cu aspect variat, permițând trecerea proteinelor plasmatice și chiar a elementelor figurate ale sângelui.

membrană bazală – care este subțire și foarte aderentă la celulele endoteliale, cărora le dă rezistența necesară. Ea este alcătuită din fibre de reticulină, care îi dau elasticitate. Este alcătuită din două straturi: lamina densă, situată în afară și prevăzută cu pori de 50 – 150Å și lamina fenestrată, situată în interior, care prezintă pori foarte mari 1000 Å. Între cele două lamine se găsește o rețea citoplasmatică, care ar avea un rol important în procesele de filtrare capilară.

periteliu – este un strat de celule ramificate – pericitele – dispuse în jurul membranei bazale. Pericitele își pot modifica forma și dimensiunile, luând parte la procedeul de permeabilitate capilară printr-un mecanism asemănător cu cel al celulelor endoteliale.

Capilarele împreună cu arteriolele, metaarteriolele, canalele anastomotice arteriovenoase și venulele mici fac parte din sistemul microcirculației.

Arteriolele se divid într-un mare număr de vase cu pereți musculari, denumite metaarteriole, care fac legătura cu venulele printr-un canal de trecere.

Din metarteriole se desprind capilarele sub forma unor bucle sau anse, care după un traiect de aproximativ 0.5 mm, se reîntorc în metaarteriole; deci capilarele au în capăt mai apropiat de arteriolă și celălalt mai apropiat de venulă.

În jurul capătului arteriolar al capilarului există un sfincter precapilar constituit din fibre musculare netede, având o inervație similară cu cea a arteriolei și metaarteriolei și controlând prin tonusul sau fluxul sanguin în capilar. Între arteriole și venule există canale anastomotice directe și șunturi constituite din ase scurte cu o tunică musculară bine dezvoltată, prin care sângele poate trece direct, ocolind teritoriul capilar.

Peretele extrem de subțire al capilarului permite desfășurarea optimă a schimburilor gazoase și nutritive între sânge și lichidul intrestițial.

Venulele mici au pereți ceva mai groși decât cei ai capilarelor și pe măsură ce crește calibrul venelor, peretele începe să se îngroase, rămânând însă mai subțire comparativ cu cel al arterelor. În structura pereților venoși există atât țesut elastic cât și fibre musculare netede și deci tunica musculară a venelor nu este prea dezvoltată, acesta prezintă variații mari de tonus, cu repercusiuni considerabile pentru desfășurarea hemodinamicii. Capacitatea variabilă a vaselor sistemului venos de a înmagazina sânge în funcție de starea tonusului lor justifică denumirea de vase ale capacității. Peretele unei vene este format din trei tunici: tunica internă sau endovena este formată dintr-un endoteliu și dintr-un strat conjunctiv elastic. Vene care au de luptat cu forța gravitației venele membrului inferior, venele iliace) sunt prevăzute cu valvule; acestea sunt niște cute ale endovenei care se deschid numai în direcția de propagare a sângelui spre centru, dar rămân închise la tendința de înapoiere a lui. Tunica mijlocie sau mezovena este formată din tesut conjuctiv în care se găsesc fibre conjunctive și elastice. În țesutul conjunctiv sunt cuprinse și fibre musculare. Tunica externă sau perivena este constituită din țesut conjunctiv lax în care se găsesc, pe lângă fibre conjunctive și fibre elastice și elemente musculare.

Structura peretelui și în special structura tunicii mijlocii variază cu diferitele tipuri de vene:

venele fibroase – alcatuite din fibre colagene și puține fibre elastice. Elementul muscular lipsește total.

venele fibroelastice – prezintă toate cele trei tunici întâlnite și la artere cu următoarele modificări: media este relativ subțire, cu fibre elastice dispuse longitudinal, iar adventicea cuprinde fibrecapilar constituit din fibre musculare netede, având o inervație similară cu cea a arteriolei și metaarteriolei și controlând prin tonusul sau fluxul sanguin în capilar. Între arteriole și venule există canale anastomotice directe și șunturi constituite din ase scurte cu o tunică musculară bine dezvoltată, prin care sângele poate trece direct, ocolind teritoriul capilar.

Peretele extrem de subțire al capilarului permite desfășurarea optimă a schimburilor gazoase și nutritive între sânge și lichidul intrestițial.

Venulele mici au pereți ceva mai groși decât cei ai capilarelor și pe măsură ce crește calibrul venelor, peretele începe să se îngroase, rămânând însă mai subțire comparativ cu cel al arterelor. În structura pereților venoși există atât țesut elastic cât și fibre musculare netede și deci tunica musculară a venelor nu este prea dezvoltată, acesta prezintă variații mari de tonus, cu repercusiuni considerabile pentru desfășurarea hemodinamicii. Capacitatea variabilă a vaselor sistemului venos de a înmagazina sânge în funcție de starea tonusului lor justifică denumirea de vase ale capacității. Peretele unei vene este format din trei tunici: tunica internă sau endovena este formată dintr-un endoteliu și dintr-un strat conjunctiv elastic. Vene care au de luptat cu forța gravitației venele membrului inferior, venele iliace) sunt prevăzute cu valvule; acestea sunt niște cute ale endovenei care se deschid numai în direcția de propagare a sângelui spre centru, dar rămân închise la tendința de înapoiere a lui. Tunica mijlocie sau mezovena este formată din tesut conjuctiv în care se găsesc fibre conjunctive și elastice. În țesutul conjunctiv sunt cuprinse și fibre musculare. Tunica externă sau perivena este constituită din țesut conjunctiv lax în care se găsesc, pe lângă fibre conjunctive și fibre elastice și elemente musculare.

Structura peretelui și în special structura tunicii mijlocii variază cu diferitele tipuri de vene:

venele fibroase – alcatuite din fibre colagene și puține fibre elastice. Elementul muscular lipsește total.

venele fibroelastice – prezintă toate cele trei tunici întâlnite și la artere cu următoarele modificări: media este relativ subțire, cu fibre elastice dispuse longitudinal, iar adventicea cuprinde fibre elasctice și colagene dispuse tot longitudinal.

venele musculare – se caracterizează prin abundența de fibre musculare netede și prin diminuarea elementelor fibroelastice.

I.2 Componenta arterială și venoasă a sistemului vascular

Arterele elastice (conducătoare ) – natura elastică a pereților acestor vase sangvine asigură amortizarea oscilațiilor mari care apar în curgerea sângelui fiind responsabilă astfel de omogenitatea mișcării sângelui la distanță de cord.

Funcția arterelor musculare (distribuitoare) este de a asigura distribuția rapidă și completă a sângelui către toate organele și țesuturile.

Funcția arteriolelor este de a reduce viteza de curgere a sângelui din arterele mari. Această reducere este necesară pentru a preveni afectarea capilarelor ( vase fragile).

Capilarele realizează reglarea microcirculației prin intermediul unor interacțiuni complexe cu hormonii și neurotransmițătorii eliberați din sinapsele simpatice. Aceste interacțiuni au drept rezultat modificarea tonusului musculaturii netede din peretele arteriolar.

Din punct de vedere histologic capilarele sunt lipsite de prezența musculaturii netede. În alcătuirea lor intră un singur strat ce celule endoteliale care se află pe o membrană bazală. Capilarul este înconjurat de pericite. Acestea variază ca distribuție în păturile vasculare[11, 12].

La nivelul capilarelor are loc schimbul de nutrienți, substanțe solubile și apă între sânge și țesuturile înconjurătoare. Schimbul de apă și substanțe are loc de obicei ca urmare a difuziei simple conform gradientului de concentrație, presiunii hidrostatice și osmotice.

Capilarele continui sunt întâlnite în marea majoritate a organelor cum ar fi: cord, pulmon, rinichi și creier[13].

Capilarele fenestrate sunt de obicei mai rar întâlnite și se găsesc la nivelul organelor endocrine și la nivel glomerular. Aceste capilare sunt perforate de pori cilindrici stabili din punct de vedere anatomic, cu diametrul între 75 – 100 Å. Acești pori restricționează transferul proteinelor dar permit trasferul relativ liber al apei și al soluțiilor.

Capilarele discontinui (sinuisoide) sunt întâlnite numai la nivelul organelor înalt specializate cum sunt: ficatul și organele formatoare de sânge, măduva osoasă și splina. Porii mari dintre celulele endoteliale din cazul acestor capilare (1500 – 2000 Å) permit realizarea schimbului de constituenți celulari între sânge și țesut.[12]

Tranziția de la capilare la vene este marcată de reapariția graduală a celulelor musculare netede în tunica medie a peretelui vascular precum și a unui strat de colagen și fibre elastice în adventice. Unele vene conțin valve semilunare unidirecționale care previn acumularea sângelui în extremități. Atât venele mici cât și cele mijlocii prezintă un nivel ridicat al celulelor musculare în tunica medie în timp ce venele mari conțin o cantitate ridicată de tesut de legatură în acest strat.

Distribuția sângelui în aparatul circulator și în inimă este prezentată în următoarea figură (Gerard J Tortora, Sandra Reynolds Grabowski, “Principles of Anatomy And Physiology”, 8th Edition , 617)

I.3 Particularităților fiziologice ale vaselor

Elasticitatea – vasele sunt structuri elastice care au capacitatea de a se destinde și de a reveni la forma inițială.

Contractilitatea – prezentă fibre musculare stă la baza acestei proprietăți. Contractilitatea arterelor poartă numele de vasomotricitate. Când arterele se strâng (diametrul mai mic) – vasoconstricție, iar când arterele se dilată (diametrul mai mare) – vasodilatație.

Contractilitatea venelor se numește vasomotricitate cu cele două situații:

venoconstricție

venodilatație

Conductanța – prin vase este condus sângele;

Complianța – este relația care există între destindere și volumul de sânge reținut într-un anumit segment circulator. Este o proprietate caracteristică venelor, ele având perete subțire care se destinde , cuprinde o cantitate mare de sânge fără a crește presiunea.

Relația între suprafața secțiunii transversale a vasului de sânge și viteza de curgere a sângelui (Gerard J Tortora, Sandra Reynolds Grabowski, “Principles of Anatomy And Physiology”, 8th Edition , 620):

I.4 Proprietăți fizice ale vaselor sangvine

Utilizând dinamica fluidelor se poate descrie scăderea vitezei de curgere a sângelui odată cu scăderea diametrului vaselor sangvine.

Se poate scrie relația matematică:

QB = VC x A,

unde:

– Q B este debitul sangvin

CV este viteza de curgere

A este suprafața de secțiune.

Curgerea sângelui prin vase nu este uniformă (nu este laminară). Într-o situație ideală în care curgerea sângelui este uniformă de-a lungul vasului, conform mecanicii fluidului (legea Newton) viteza are tendința să fie mai mare de-a lungul axei centrale a vasului și mai mică la nivelul pereților. Datorită faptului că viteza de curgere variază de-a lungul sistemului vascular, unde în determinarea rezistenței de curgere sunt implicați mai mulți factori. Acești factori includ: diferența de presiune ΔP înregistrată la capetele vasului sangvin, raza r și lungimea L a acestuia, vâscozitatea sângelui η. Astfel debitul sangvin poate fi exprimat conform ecuației:

QB = [(πΔPr4)/(8ηL)].

Natura elastică a pereților vasculari se opune forței pe care o exercită sângele, conform legii a 3-a de mișcare a lui Newton (fiecărei acțiuni i se opune o reacțiune egală). Această relație este descrisă de legea LaPlace conform căreia diferența de presiune dintre lumenul vasului și spațiul interstițial (ΔPT) este proporțională cu tensiunea dezvoltată la nivelul pereților vasculari (TW) și invers proporțional cu raza vasului sangvin:

ΔPT = TW/r.

Proprietățile endoteliului include menținerea unui flux normal al fluidului și al soluției și furnizarea unei bariere între sânge și țesuturi. Conform legii Starling curgerea fluidului de-a lungul endoteliului este rezultatul echilibrului realizat între forțele hidrostatice responsabile de deplasarea fluidului spre spațiile extravasculare și presiunea oncotică ce se opune mișcării fluidului din capilare. Astfel diferența dintre preisunea capilară (PC) și presiunea hidrostatică tisulară (PT)este echivalentă cu diferența dintre presiunea oncotică a plasmei dizolvate (πp) și a proteinelor tisulare (πT):

PT – PC = πp – πT.

I.5 Metode utilizate pentru măsurarea curgerii sângelui și a funcționării vasculare

Metodele disponibile utilizate fie singure fie în diferite combinații.

Tabelul cu metode utilizate pentru studierea aspectelor legate de funcționarea vaselor sangvine (după M. Pugsley, R. Tabrizchi, “Journal of Pharmacological and Toxicological Methods”, vol. 44, Elsevier, 2000, 336).

Aceste metode au schimbat înțelegerea și maniera de studiu a bolilor vasculare și cardiovasculare.

De exemplu utilizarea tehnicilor de imagistică vasculară pentru depistarea dezvoltării la pacienti a leziunilor arterosclerotice, subclinice. Detecția precoce a acestor leziuni poate fi un marker clinic pentru infarcturi de miocard în cazul pacienților afectati de lupusul eritematos sistemic[14]. Au fost stabilite metode care sugerează asocierea strânsă dintre mediocrii implicați în procesele inflamtorii cum ar fi: histamina și bradikinina și endoteliul vascular[15]. Acești mediatori ai procesului inflamator actionează în direcția măririi permeabilității vasculare. A fost descoperită, utilizând metoda imunologica, o mare varietate de molecule de adeziune celulară ( CAMS – cell adhesion molecules). CAMS sunt proteine exprimate la nivelul suprafeței glicolalixului celulelor vasculare endoteliale, plachetelor sangvine și leucocitelor[16]. Aceste molecule sunt implicate în legarea leucocitelor și a mediatorilor procesului inflamator dependenți de leucocite (cum ar fi C5a) ca răspuns la afectarea celulară și la infecții. Această legare are drept rezultat extravazarea leucocitelor la nivelul vascularizației în țesutul, eveniment critic într-o serie de procese imune cum ar fi inflamația sau tromboza[17]. CAMs aparține următoarelor patru clase de proteine: integrine, selectine, caderine, imunoglobuline CAMs[18]. În tabelul 2 se prezintă o listă cu clasele curente de molecule de adeziune și unele din activitățile lor biologice (câteva clase de glicoproteine transmembranare tipice (CAMs) care sunt implicate în legarea leucocitelor de matricea extracelulară, de alte celule sau de endoteliul vascular (ICAM – intracellular adhesion endothelial adhesion molecules)). Înțelegerea relației dintre moleculele de adeziune celulară la nivelul endoteliului vascular și boală este înca în studiu.

Principalele clase de reprezentanți și de activități biologice ale moleculelor de adeziune celulară de la nivelul endoteliului vascular (după M. Pugsley, R. Tabrizchi, “Journal of Pharmacological and Toxicological Methods”, vol. 44, Elsevier, 2000, 337).

Multe din metodele utilizate pentru investigarea curgerii sângelui in vi;vo sau in vitro pot fi utilizate atât experimental cât și clinic.

I.5.a. Metode de analiză in vivo

Utilizează animale cu sistemul circulator intact. Aceste metode implică măsurarea debitului sangvin în sistemul arterial sau venos sau la nivelul organelor. Sistemele in vivo sunt utilizate de obicei pentru măsurarea performanțelor electrice și mecanice ale vaselor sangvine. Performanța mecanică a unui caz sangvin poate fi analizată din punct de vedere al contracției și realizării sau din punct de vedere al mișcărilor pereților vasculari. Activitatea electrică poate fi analizată pe culturi de celule endoteliale sau pe celule musculare netede izolate, disociate proaspăt sau din culturi celulare. Astfel de metode pot fi directe – măsoară volumul de sânge pe unitate de timp, sau indirecte când măsoară modificările relative ale debitului printr-un vas dat sau printr-un grup de vase.

Testele de curgere sunt cele mai indicate în cazul în care se dorește investigarea directă a curgerii sângelui printr-un vas sangvin. Pot fi utilizate mai multe tipuri de teste de curgere[19]. Fiecare metodă are la bază un principiu fizic diferit. Testele ultrasonice folosesc modificarea frecvenței ultrasunetelor dintre razele emise și cele receptate la trecerea acestora printr-un vas sangvin, măsurând deci viteza de curgere. Testele electromagnetice se bazează pe modificările câmpului magnetic, produse de-a lungul vasului sangvin de interes, care generează un câmp electric proporțional cu viteza de curgere a sângelui. Testele de curgere LASER Doppler sunt utilizate pentru a investiga curgerea sângelui prin vasele sangvine și constă în emisia unui semnal luminos laser, cu lungimea de undă cuprisă în domeniul vizibil pînă la infraroșu, care trece prin țesut și este dispersat. Numai mișcarea sângelui transmite înapoi un semnal care este fotodetectat. Această metodă neinvazivă este utilizată clinic pentru a monitoriza curgerea sângelui la pacienți.

I.5.b. Metode de analiză in vitro

O metodă de investigare a funcționalității vaselor sangvine este aceea de a izola un vas sangvin și de a – i studia proprietățile într-o baie de organe (Angus, 2000). Această metodă este dificil de aplicat în cazul venelor și relativ ușor de utilizat în cazul arterelor. Funcționarea vaselor sangvine este studiată în termeni de contracție și relaxare. Activitatea contractilă a unui vas putând fii registrată utilizând un traductor de forță sau de deplasarea sau tensiunea de repaus dată. Modificările sunt înregistrate pe măsură ce țesutul se contractă sau se relaxează ca urmarea a condițiilor experimentale stabilite de investigator. Vasele sangvine izolate pot fi utilizate și pentru a studia integritatea funcțională vasculară în cazul stărilor patologice[20]. Vasele de sânge izolate de la animalele diabetice, hipertensive, nou născute sau în vârstă pot fi perfuzate , iar funcționalitatea lor poate fi analizată din punct de vedere al semnalelor electrice, mecanice și biochimice. Aceste teste permit analiza funcționalității vasculare independent de variațiile determinate de activarea sistemului nervos sau de curgerea sângelui.

Celulele endoteliale vasculare și celulele musculare netede arteriale sunt exemple de celule care pot fi izolate de la surse cabaline, rozătoare sau umane[21]. Celulele izolate pot fi recoltate din multe tipuri de țesuturi folosind diferite metode cum ar fi digestia enzimatică a arterei pulmonare și aortei[22] sau din explante tisulare unde celulele endoteliale cresc din bucăți mici de aorta când sunt plasate pe un mediu Matrigel îmbogătit cu factori de creștere. În cazul multora dintre aceste tehnici, culturile de celule endoteliale sunt contaminate de supracreșterea de fibroblaști, pericite și celule musculare netede[23]. Deci există multe tehnici de îndepărtare a celulelor nedorite (utilizarea mediilor de cultură selective, filtratrea celulară), acestea rămân totuși în culturi. Utilizarea păturilor magnetice în combinație cu lecitina sau UEA – 1(aglutinina – 1 Ulex europeus) s-a dovedit a fi extrem de eficientă în stabilirea unor culturi de celule endoteliale de o puritate înaltă, recoltate din vena ombilicală umană. Astfel prin apariția tehnicilor de izloare celulară și îmbunătățirea tehnicilor de realizare a culturilor celulare, pot fi investigate multe aspecte legate de creșterea și dezvoltarea vasculară (procese de angeogeneză și neovascularizație), migrarea și proliferarea celulelor endoteliale, atât în cazul condițiilor fiziologice normale cât și în cazul celor patologice.

Celulele musculare netede vasculare izolate prezintă multe din caracteristicile celulelor intacte. Aceste celule posedă intacte canale de calciu și sodiu voltaj – dependente precum și o multitudine de canale de potasiu voltaj – dependente și ligand – dependente.

Deși studiile sugerează faptul că proprietățile morfologice și electrofiziologice sunt similare în cazul celulelor musculare netede izolate, trebuie ținut totuși cont de posibilitatea alterării integrității structurale a multora dintre aceste celule, fenomen care poate duce la eliberarea de enzime citotoxice. Eliberarea acestor enzime, împreună cu metodele enzimatice folosite la izolarea celulelor, poate afecta proprietățile electrofiziologice în comparație cu celulele intacte in vivo.

Capitolul II

NOȚIUNEA DE BIOMATERIAL:

II.1. Definiția noțiunii de biomaterial:

Conform definiției “National Institute of Health” – unanim acceptata de lumea stiințifică se consideră că un biomaterial este orice substanță (cu excepția substanțelor medicamentoase ) sau combinații de substanțe de natură sintetică sau naturală, care poate fi folosită pe o perioadă variabilă de timp ca dispozitiv sau element component al unui sistem implicat în tratarea, mărirea sau înlocuirea unui tesut, organ sau funcție a organismului.

Calitatea fundamentală a biomaterialelor este biocompatibilitatea prin care se înțelege un complex de caracteristici fizico – chimice și biochimice care fac posibilă acceptarea acestora de către țesuturile vii, ca o parte integrantă, fără manifestări repulsive sau toxice sub formă de inflamații, infecții [29].

II.2 Scurt istoric al biomaterialelor:

Istoria utilizării biomaterialului își are originea încă din antichitate.

Dezvoltarea biomaterialului a cunoscut mai multe etape în evoluția sa.

Prima etapă se referă la materialele ce au fost realizate pentru alte aplicații (pentru îmbrăcăminte, armament) și care păreau compatibile pentru aplicațiile medicale.

Biomaterialele ce aparțin acestei generații erau introduse în organism și se constată dacă erau tolerate sau nu. Nu există o selecție propiu-zisă pentru un anumit tip de aplicație medicală și nici o legislație care să reglementeze aspectele complexe ale contactului lor cu organismul. Primele grefe vasculare au fost obținute din nylon (poliamide alifatice PA6) la începutul anilor ’60.

Primele catetere au fost oase demineralizate sau pene golite în interior. Scopul biomaterialelor din prima generație a fost de a putea suplini funcția organului înlocuit fără a determina însă un răspuns din partea primitorului. Ele erau selecționate datorită prezenței unei combinații de proprietăți fizice specfice aplicațiilor medicale, intenția fiind de a utiliza materiale bioinerte (determină un răspuns minim din partea primitorului).

A doua etapă cuprinde ultimele trei decenii ale secolului XX. Materialele concepute și realizate special pentru aplicațiile medicale, optimizau procedurile medicale neinvazive sau minim invazive. Un tip de cateter epidural utilizat pentru anestezie obstetică și realizat dintr-un poliuretan zis “inteligent”(capabil să reacționeze controlat sub acțiunea unor stimuli chimici, electrici) poate fi un exemplu pentru această perioadă. La temperatura ambiantă cateterul respectiv este rigid pentru a putea fi introdus în mod corect, pe măsură ce se încălzește în contact cu organismul, polimerul devine din rigid flexibil, micșorând astfel traumatismul bolnavului.

Materialele aparținând generației a doua aveau ca scop determinarea unei reacții controlabile din partea țesuturilor în care erau implantate. În anii ’80 materialele bioactive erau utilizate în ortopedie și stomatologie.

A doua generație de biomateriale a condus la dezvoltarea materialelor biodegradabile (resorbabile). Consecința acestui lucru este diminuarea intervalului de timp în care biomaterialul se află în contact direct cu tesuturile datorită degradării precum și înlocuirea materialului cu țesutul.

Ultima etapă, cea de-a treia se referă la perspective de viitor și care vizează trecerea de la biomaterial și dispozitive medicale pasive care își îndeplinesc mecanic rolul, la materiale și dispozitive capabile să imite sisteme biologice, să recreeze organe și componente funcționale ale corpului omenesc.

Caracteristica biomaterialelor din generația a treia este capacitatea de a reacționa într-o manieră mult mai precisă cu proteinele și celulele de la nivel molecular. Aceste materiale asigură matrici care pot fi însămânțate in vitro cu celule în vederea unei implantări ulterioare sau pentru a atrage în mod specific celulele endogene funcționale in vivo. Conceptul este acela că o matrice poate conține o informație chimică și structură capabilă să controleze dezvoltarea țesuturilor într-un mod analog celui în care se realizează comunicarea celulă – celulă.
Adeziunea celulară reprezintă factorul declanșator al unei cascade de relații biochimice și exploatarea acestui comportament reprezintă un obiectiv în realizarea biomaterialelor folosite în ingineria tisulară. Domeniile de legătură ale matricii extracelulare pot fi mimate prin crearea unei suprafețe adezice celulare determinată de imobilizarea pe material a unor proteine specifice, peptide sau alte biomolecule. Există posibilitatea realizării unor dispozitive cu suprafețe care să prezinte un grad selectiv de adeziune celulară și care să posede potențialul de a organiza spațial o mixtură complexă de celule, cum este cazul celor întâlnite în alcătuirea țesuturilor. RGD (arginina – glicina – acid aspartic) și alte oligopeptide au fost încorporate în biomateriale pentru a stimula adeziunea, răspândirea și funcționalitatea celulară. Manipularea interacțiunilor celulare – integrine prin intermediul liganzilor sau a biomaterialelor sintetice poate îmbunăți unele aplicații cum ar fi vindecarea grefelor vasculare. În ingineria citotisulara scopul reprezintă înțelegerea modului de răspuns al celulelor la semnalele moleculare, înțelegerea capacității de integrare a mai multor semnale de intrare pentru a genera un răspuns dat și de a controla interacțiunile nespecifice dintre celule și biomaterial astfel încât acestea să conducă la interacțiuni de tip receptor ligant. Descoperirea de noi medicamente care au la bază proteine sau acizi nucleici și eliminarea toxicității sistemice au stimulat dezvoltarea unor noi polimeri implantabili precum și a unor sisteme de eliberare controlată a medicamentelor.[24] Eliberarea controlată a medicamentelor conferă un grad de regularitate a dozajului foarte ridicat. Mecanismele de eliberare lentă care au la bază biomateriale sunt utilizate pentru eliberarea factorilor de creștere cu scopul de a induce vascularizarea[25, 26].

Pentru a concluziona în prezent direcțiile de viitor includ descoperirea unor noi modalități de sinteză și fabricare a biomaterialelor, modalități de a controla răspunsul corpului uman la biomateriale și realizarea unor materiale care să interacționeze în organism cu componente moleculare specifice. Există posibilitatea ca în viitor să se poată asigura regenerarea in situ și restaurarea unor țesuturi cardiovasculare specifice și probabil a întregului cord [27, 28].

II.3. Clasificarea biomaterialelor

a.) Din punct de vedere chimic un biomaterial poate fi:

b.) Din punct de vedere al comportării făță de mediul viu biomaterialele se împart în două clase:

Resorbabile

Neresorbabile

c.) Din punct de vedere al destinației biomaterialelor [30]:

inginerie tisulară: realizarea de substituenți biologici de țesuturi sau organe, pe principii proliferării celulare in vitro, cu caracteristici morfo-fiziologice similar țesutului viu înlocuit:

regenerare tisulară: biosinteza unui nou țesut sau organ cu ajutorul unui biomaterial care favorizează proliferarea celulară in vivo în urma contactului direct cu zonele vii, inundate de fluide biologice;

protezare: înlocuirea unui tesut sau organ cu un biomaterial ce asigură

Biomaterial

Utilizat în starea fiziologică a zonei protezate, un timp cât mai îndelungat

asistența medicală: facilitarea unor activități medicale specifice (intervenții chirurgicale, terapie intensivă, administrare de medicamente) prin contact direct pe o perioadă limitată de timp.

Diagnosticare și monitorizare: obținerea de informații asupra stării fiziologice a organismelor vii (în urma contactelor endo sau exogen al unor biomateriale cu organe, țesuturi sau fluide) și prelucrarea adecvată a rezultatelor.

II.4. Criterii de alegere a unui biomaterial polimeric

Alegerea unui tip de biomaterial (polimeric) pentru o aplicație dată trebuie să țină cont atât de performațele intrinseci ale materialului, de natura sa chimică precum și de procesele de interfață ale acestora în contact cu materialul biologic.

Se are în vedere și posibilitatea de prelucrare a biopolimerului ales, prin procedee cât mai puțin costisitoare precum și existența unor tehnici de ansamblare și sudare ținând cont ca toate aceste operații trebuie executate în camere sterile.

Conceperea și alegerea unui anumit material pentru o aplicație dată trebuie să pornească de la caracteristicile cerute de această aplicație și să ia în considerare caracteristicile acestui biomaterial ( proprietățile fizico-mecanice și chimice, biocompatibilitatea, ușurința de prelucrare).

Criteriul I: Compoziția și structura sa chimică

Polimerii deseori nu sunt perfect puri. Alături de macromoleculele care îi alcătuiesc coexistă cantități mici de monomeri nereacționali sau decatalizator, precum și diferiți aditivi introduși pentru ameliorarea unora dintre proprietățile fizice, mecanice sau chimice.

În general aditivii prezenți în biomaterial trebuie precizați de fabricant, deoarece aceștia sunt responsabili de efectele adverse în ceea ce privește biocompatibilitatea.

O altă sursă de impurificare a biomaterialului polimeric are la bază diferite procese de degradare a marcomoleculelor ce pot interveni pe durata sterilizării, stocării sau chiar pe durata utilizării. Aceste procese de degradare chimică cu generarea de compuși micro moleculari, cu mobilitate mai mare și deci cu risc crescut de migrare în țesutul gazdă.

Criteriul II: Proprietăți fizico- mecanice și chimice:

duritatea

rezistența la tracțiune

modulul de elasticitate

alungirea

rezistența la oboseală (determinată de răspunsul materialului la solicitările ciclice)

rezistența la șoc

rezistența la abraziune și uzură

stabilitatea dimensională pe termen lung

umflarea în medii apoase

permeabilitatea la gaz și apă

posibilitatea de sterilizare

stabilitatea chimică la contactul cu țesutul gazdă

inerție chimică

Criteriul III: Prelucrabilitatea sa (ușurintă cu care un material polimeric poate fi transformat în produse finite)

Criteriul IV: Tipul de răspuns pe care biomaterialul il furnizează în contact cu țesutul gazdă.

Complicațiile cele mai frecvente în cazul unor interacțiuni defectuoase între biomaterial și țesutul gazdă sunt: tromboza și generarea unui tesut fibros care încapsulează biomaterialul implantat în țesuturile moi (răspuns imun – reacție la corpii străini).

Criteriul V: Numărul și tipul de componente ale dispozitivului medical și posibilitatea biomaterialului ales de a fi ansamblat pentru obținerea acestui dispozitiv.

Criteriul VI: Tipul de ansamblare utilizat pentru conexiuni.

Criteriul VII: Problema deșeurilor și ecologia mediului.

II.4.a. Protocolul de evaluare a biomaterialului:

– chimice

Polimerul – Testări: – fizico – chimice | date – evaluare – accept – fabricare

Candidat – mecanice | |

Reject teste de simulare

|

date

|

reject – evaluare

|

accept

Evaluarea chimică

Modificarea polimerilor, atunci când se dorește îmbunătătirea compatibilității cu sângele și a stabilității, nu trebuie să altereze proprietățile legate de menținerea elasticității și a flexibilității pe o perioadă mare de timp. Macromoleculele sunt susceptibile la variate moduri de degradare: hidrolitică, oxidativă, termică și biologică.

a.) Stabilitatea hidrolitică:

În organism degradările majore au la bază un mecanism hidrolitic de aceea este important ca polimerii să nu se modifice în organism dacă funcția pentru care sunt folosiți nu o cere.

b.) Stabilitatea oxidativă:

Substanțele cu masă moleculară mică nu sunt susceptibile la oxidare ca polimerii organici.

Metode de testare a stabilității chimice:

1. Spectroscopia IR – este folosită pentru a identifica speciile moleculare sau pentru a modela sistemul polimeric. De asemenea această metodă dă informații asupra analizei cantitative și asupra purității.

2. ATR (reflecția totală atenuată)

Această metodă de testare este importantă pentru ca prin cunoașterea efectelor preliminare de suprafață se poate preciza stabilitatea pe termen lung a materialului introdus în mediul fiziologic. ATR este folosit și pentru detectarea și identificarea suprafețelor contaminate, a suprafețelor oxidate și degradate în urma unui proces termic.

3. Cromatografia pe gel permeabil (CGP):

Unul dintre efectele comune indus de degradare constă în scăderea masei moleculare ce este imediat urmată de deteriorarea severă a proprietăților fizice. CGP separă moleculele după mărime găsindu-și aplicabilitatea în studii legate de distribuția masei moleculare.

4. Calorimetria diferențială

Analizele termice diferențiale (DTA) și calorimetria diferențială (DSC) sunt tehnici care măsoară schimburile de entalpie ale polimerilor în funcție de temperatură. Aplicațiile tipice includ: determinările procentului de cristalinitate, procentajul amestecului de polimeri și copolimeri, măsurarea temperaturii de tranziție.

2. Analize fizico – chimice

Determinare vâscozității:

Procedura experimenală constă în determinarea timpului de curgere a unei soluții de polimer de volum cunoscut ce trece printr-un capilar vâscozimetric. Această metodă se folosește la determinarea masei moleculare a unui polimer necunoscut. Determinarea masei moleculare furnizează date despre polimerii implicați în implanturile medicale. Pot fi detectate posibile degradări prin remarcarea de schimbări descendente în masa moleculară.

3. Analize mecanice

Analizele mecanice efectuate pe biomateriale sunt de două feluri:

analize mecanice statice care dau informații despre rezistența polimerului, forța, rezistența de efort.

Analize mecanice dinamice se realizează ajutorul tehnicilor spectroscopice. Aceste analize constau într – un răspuns vascoelastic din partea polimerului atunci când asupra lui se aplică o frecvență. Când frecvența și temperatura sunt variate se obține un spectru.

Testarea biologică

Aplicarea medicală a polimerului trebuie precedată de aprecierea compatibilității cu tesutul și sângele, a influenței asupra hemodinamicii, prin teste in vitro și in vivo, particularizate la timpul și forma de prelucrarea a polimerului ca și la domeniul de utilizare a acestuia. Chiar dacă există diferențe între comportamentul organismului animalelor de experiență și a acelui uman, testarea pe animale nu poate fi omisă.

Investigațiile conduse de Departamentul de Patologie al Universității din Vermont sugerează următoarele:

Implantarea suprafețelor sintetice în sistemul vascular poate determina formarea de trompi prin mecanism direct sau indirect.

Mecanismul direct constă în formarea inițială a depozitelor tromboembolice pe suprafața materialului, urmată de pierderea și de dislocarea de particule din depozit ce trec în circulația sistemică.

Mecanisul indirect constă în formarea de plachete și de emboli fibrinici de către sistemul sanguin însuși, ducând la posibilitatea de formare de corpusculi tromboplastici. Mecanismul este analog cu coagularea intravasculară.

Pentru a verifica biocompatibilitatea biomaterialului cu sângele sunt necesare două sau chiar mai multe dintre următoarele teste:

Metode de testare a biocompatibilității:

Teste pentru evaluarea toxicității materialelor:

II.5 Aplicațiile diferitelor tipuri de biomateriale

Tipuri de biomateriale și aplicațiile medicale

II.6. Concluzii

Direcțiile de viitor include descoperirea unor noi modalități de sinteză și fabricare a biomaterialelor, noi modalități de a controla răspunsul organismului uman la biomateriale precum și realizarea unor materiale capabile să interacționeze în organism cu componentele moleculare specifice. Ingineria tisulară va trebui să ofere soluții legate de restaurarea și regenerarea țesuturilor.

Capitolul III

III. Noțiunea de biomaterial sanguin

III.1 Definiția biomaterialelor sanguine:

Orice biomaterial trebuie să îndeplinească următoarele caracteristici[31]:

Fezabilitate funcțională

Biostabilitate – să nu fie degradat la nivelul organismului (decât dacă acest lucru este impus din faza de proiectare)

Biocompatibilitate

Sa fie sterilizabil – sterilizarea să nu-i afecteze structura și funcțiile

Pentru interfața biomaterial – sânge, la caracteristicile enumerate adăugându-se următoarele caracteristici [32]:

să nu genereze trombi sau emboli

să nu determine distrucția celulelor sanguine

să nu alterneze proteinele plasmatice

să nu determine reacții toxice sau alergice

să nu determine reacții imunologice

să nu determine reacții citotoxice

– Pentru interfața polimer sânge cel mai important aspect îl constituie compatibilitatea cu fluidul biologic. Implantul trebuie să fie nontrombogen și să nu inducă hemoliza. La nivelul sângelui noțiunea de biocompatibilitate este echivalentă practic cu nontrombogenitatea.

Reacțiile tisulare ce apar la contactul cu materialul străin

Reacțiile tisulare depind atât de structura macro și micromoleculară a polimerului, de proprietățile lui de suprafață cât și de caracteristicile țesutului cu care vine în contact. Reacțiile ce apar pot fi:

o reacție rapidă și intensă de reject

o respingere pe termen lung ce apare după infiltrarea la zona de contact a polimorfonuclearelor și macrofagelor

izolarea acompaniată de reacție celulară

izolarea fără reacție celulară

Când un material vine în contact cu sângele are loc adsorbția proteinelor din fluid la suprafața biomaterialului. Inițial albumina domină cantitativ, ulterior fiind înlocuită de fibrinogen, imunoglobuline, fibronectine. După adsorbția proteinelor sub stratul va fi alterat ceea ce va determina adsorbția plachetelor pe stratul de proteine format. Plachetele ce se adsorb la acest nivel se agrega și astfel procesul de coagulare începe. În final plachetele individuale își pierd integritatea și formeaza trombuși roșii.

Sunt prezentate în următoarele imagini etapele formării unui trombus (Gerard J Tortora, Sandra Reynolds Grabowski, “Principles of Anatomy And Physiology”, 8th Edition , 566):

Reacție de adeziune

Reacție de eliberare

Reacție de agregare

III.2 Clasificarea biomaterialelor sanguine:

După timpul de contact cu sângele [33]:

dispozitive folosite pe termen scurt: membranele artificiale, tuburile și cateterele pentru transportul sângelui

dispozitive utilizate pe termen lung: implanturile “in situ” ca protezele vasculare și organele artificiale.

După caracteristicile netrombogene [34]:

– materiale care nu interacționează cu sângele:

suprafețe nereactive

suprafețe încărcate negative

structuri heterogene

hidrogeluri

material care inhibă formarea de trombi:

Suprafețe heparinizate

Suprafețe cu acțiune de autospalare

Materiale acoperite cu structuri antitrombogene proprii organismului (materiale endotelizate)

După destinație biomateriale utilizate pentru:

Catetere:

Polietilenă de joasă densitate

Poli (clorură de vinil)

Poli(dimetil siloxan)

Poli(eter – uretani)

Cauciuc siliconic

Grefe vasculare:

Poli(metil siloxan)

Poli(tetrafluor – etilenă)

Poli(tereftalat de etil)

Poliuretani

Valve:

Poli(eter uretan uree)

Polipropilenă

Poli(tetrafluor – etilenă)

Inimă artificială:

Poli(eter uretan ureea)

Polipropilenă

Polimeri siliconici

Aliaje metalice

III.3. Prorietățile biomaterialelor sanguine

Proprietățile specifice materialelor ce intra în contact cu fluidul sanguin se împart în două categorii[35]:

Proprietăți legate de destinație (biochimice și antitrombogene)

Proprietăți auxiliare:

fizico – mecanice (puritate, stabilitate, sorbție)

chimice

de trasfer

Structura optimă a biomaterialului este asigurată de proprietățile fizico – mecanice și biologice adecvate și este confirmată prin teste biologice.

1. Proprietăți legate de destinație:

O cerință impusă biopolimerilor medicali folosiți în aplicații cardiovasculare este aceea de a realiza suprafețe compatibile cu sângele. Evitarea complicațiilor legate de coagularea sângelui, modificarea mecanică sau chimică a globulelor roșii și afectarea capacității de trasport a oxigenului determină utilizarea unor polimeri antitrombogenici. Conform instrucțiunilor date de U.S. National Heart, Lung, Blood încă din 1964, un material pentru a fi compatibil cu sângele, acesta trebuie să îndeplinească următoarele condiții[36]:

să fie nontrombogenic;

să reziste în mediul fiziologic păstrându – și proprietățile fizice intacte ;

să aibă suprafețele neregulate acoperite cu reactanți fluizi;

să nu fie toxic;

acoperirea suprafețelor să se realizeze uniform ;

metoda aplicată să fie adaptată la materialele folosite chiar dacă principiul netrombogenitătii trebuie să fie satisfăcută de orice material sintetic;

produsele trebuie să fie fezabile și fiabile.

Pentru a diminua trombogenitatea pot fi folosite câteva tehnici:

însămânțarea celulelor endoteliale

realizarea de suprafețe heparinizate

realizarea de suprafețe electronegative

Pentru a crea materiale cu proprietăți biochimice și netrombogenice adecvate folosirii lor în acest scop trebuie să se tină cont de următoarele caracteristici:

1. Compatibilitatea polimerilor cu țesuturile:

Contactul dintre polimer și țesut determina reacții tisulare dependente de structură chimică, natura adaosurilor de prelucrare și a produselor de distribuție, dimensiunea și forma biomaterialului, locul și tehnica de implantare.
La locul inciziei se produc procese biochimice de vindecare ce implică influxul celulelor polimorfonucleare și edem, urmată de apariția monocitelor și fibroblastelor. Astfel țesutul colagenic generat favorizează refacerea țesutului operat. Compatibilitatea este condiționată de inerția biochimică a polimerului.

2. Efecte cancerigene

Malignitatea poate fi provocată de factori precum: interacțiunile chimice și fizico – chimice dintre componenții celulari și polimeri sau produși de degradare ai acestora, activarea chimică a proceselor celulare datorită prezenței compușilor macromoleculari. Riscul malignității este minim, forma și consitența implantului influentând procedeul în mai mare măsura decât natura chimică a polimerilor.[37]

Compatibilitatea polimerilor cu sângele

Principalele efecte ce pot apare la interacțiunile dintre polimer și sânge sunt: modificarea fluidității sângelui prin activarea mecanismelor de coagulare, alterarea proprietăților fizice ale globulelor roșii, urmată de hemoliza, lezarea endoteliului vascular și afectarea barierei capilare, agregarea eritrocitelor și modificarea proprietăților reologice ale sângelui.

Contactul sângelui cu suprafață străina are ca efect apariția coagulării . Implicarea suprafeței de contact în producerea trombozei a fost corelată cu caracteristicile de absorbție a unor componenți sanguini și prezența sarcinilor electrice superficiale. Distribuția acestor sarcini pe suprafața polimerilor depinde de orientarea grupelor funcționale dispuse superficial și de natură substanțelor absorbabile. Factorul determinant în coagularea sângelui este adsorbția de către suprafața a unor componenți ai sângelui, în concordanța cu energia liberă superficială.[38]

Compatibilitatea sângelui cu biomaterialele este în corelație cu adsorbția de proteine la suprafață, care determină fenomenele de adeziune celulară ulterioară. Plachetele nu pot adera la substraturile nefiziologice fără formare în prealabil, a unui strat de proteine absorbite constituit din fibrinogen. Biocompatibilitatea poate fi favorizată de o valoare redusă a tensiunii superficiale critice care determină modificări de configurație minimă ale proteinelor adsorbite.[39]

Utilizarea polimerilor în scopuri medicale elimină o serie de dificultăți legate de transplanturile de organe cum ar fi: incompatibilitatea genetică dintre donator și acceptor, necunoașterea structurii și mecanismelor de acțiune a antigenelor de histocompatibilitate și prelevarea și conservarea organelor înainte de a suferi modificări ireversibile[40].

Caracteristici legate de stabilitate și de influența mediului biologic al biomaterialului sanguin.[41]:

Datorită numărului mare de polimeri ce prezintă inerție chimică, a proprietăților fizice adecvate (duritate, flexibilitate, permeabilitate, adeziune, rezistența la șoc, tracțiune, alungire la rupere, torsiune, modul de elasticitate) ca și ca posibilităților de prelucrare, compușii macromoleculari au dobândit un rol important în realizarea de dispozitive ce vin în contact cu sângele. Proprietățile polimerilor utilizați ca biomateriale sunt dependente de puritate. Prezența antioxidanților, stabilizatorilor, materialelor de umplutură, urmelor de catalizatori și monomeri reziduali este nefavorabilă.

2. Proprietăți auxiliare

Proprietăți fizico – mecanice ale uretanilor

Nota: pcf – unitate de măsură pentru denstitate acceptată de Asociația pentru Studiul Materialelor.

Rezistența chimică a poliuretanilor:

În tabel s-au folosit următoarele simboluri:

E – excelent, neatacat

B – bun, slabe modificări

F – posibile modificări de dimensiuni de masă

S – săracă, considerabile modificări de material

N – nerecomandată, severe modificări

În cazul PU flexibili, prima litera este pentru polieter și secunda este pentru poliester.

Capitolul IV

Modalități de evaluare a toxicității biomaterialelor

IV.1. Indroducere

Există astăzi proceduri elaborate pentru câteva teste biologice utilizate precum și protocoale care ajută la determinarea tipului de test care trebuie sa fie utilizat. Sunt totuși standarde care se constrazic între ele în cazul câtorva aspecte importante legate de testarea biocompatibilității. Alte aspecte nu sunt tratate deloc de standardele existente. Este dificil de stabilit dacă un dizpozitiv medical întrunește toate cerințele necesare unui grad de securitate biologică.

Cerințele legate de testararea biocompatibilității biomaterialelor au fost adaptate din standardele clasice de toxicologie. Potențialele efecte biologice adverse sunt, în cele mai multe cazuri, similare celor determinate la substanțele chimice sau medicamentoase: iritații , sensibilizări, toxicitate de tesut și organ, mutagenitate, tumori, probleme reproductive.

Un material poate fi compatibil pentru o anumită utilizare și incompatibli în raport cu alt loc de implantare. Este obligatorie stabilirea efectului implantului asupra corpului, de la nivelul celular pâna la nivelul sistemic precum și a efectului organismului asupra implantului.

Stabilirea influenței corpului asupra implantului presupune observarea și estimarea unor modificări ale polimerului referitoare la: degradare, afectarea proprietăților mecanice, eroziune, structura moleculară, hidratare, eluția unor specii cu greutate moleculară mică. Forma suprafeței, absorbția superficială de proteine sau oxidarea lor, înconjurare cu tesut, calcifiere. Printre factorii determinanți în aprecierea toxicității unui material pot fi mentionați: frecvența unor componente toxice în polimer, viteza de difuzie din implant în biofază, concentrarea unor produse toxice în diferite puncte ale biofazei, eliminarea componentelor toxice prin difuzie sau degradare, prezența unor adaosuri în compusul macromolecular care influențează viteza de difuzie [42]. În principiu există trei tipuri de reacții, datorate caracteristicilor fizice ale implantului, proprietăților chimice ale acestuia și imunoreacțiilor. Efectele implantului datorate caracteristicilor fizice sunt: încapsularea epitelială a polimerului, cheratenizarea, îngroșarea țesutului conjunctiv al capsulei fibroase, formarea unei substanțe depozit și prezența celulelor gigantice.

Toxicitatea compușilor macromoleculari conduce la hiper sau hipotrofie epitelială, în funcție de intensitatea efectului nociv, inflamarea țesutului conjunctiv, acumularea glicoproteinelor acelulare, vacuolizarea țesutului gazdă. Reacțiile datorate prezenței antigenelor și infecției se caracterizează prin: inhibarea creșterii epiteliale, invazia teritoriului de către leucocite și proliferarea țesutului inflamator[43].

Substanțe toxice pot fi: monomeri reziduali, dizolvanți, plastifianți, stabilizatori, materiale de umplutură, agenți modificatori, urme de catalizatori, produse de distrucție formate în procesele tehnologice de sinteză, purificare și sterilizare a polimerilor sau prin acțiunea factorilor externi ( temperatura, radiații, medii agresive, solicitări mecanice).

Durata migrării substanțelor din compuși macromoleculari depinde de factori ca: temperatura, concentrația componentului migrator, starea și aria suprafeței polimerului, natura și volumul mediului de contact. La interfața polimer mediu se formează un amestec complex de substanțe cu diferite structuri, ceea ce impune determinarea parametrilor cinetici și termodinamici ai procesului de difuzie la limită de separație[44].

IV.2 Pregătirea probelor

Materialul din constituția dispozitivelor medicale reprezintă o provocare pentru toxicologi, ale căror experimente implică de obicei substanțe chimice care pot fi livrate unui sistem biologic de testare (culturi celulare) într-o doză măsurabilă. Materialele sunt alcătuite din polimeri, metale și alte substanțe solide, definirea dozelor specifice ale substanțelor de interes nu este posibilă. Prepararea extractelor fluide din biomaterialele de interes este cea mai potrivită modalitate de a realiza probe pentru determinarea reactivității biologice[45].

Conform standardelor fluidul utilizat pentru extracți precum și constituțiile de extracție trebuie să fie conform cu destinația dispozitivului medical. Mediile de extracție utilizate trebuie să corespundă mediilor în care produsul definit va fi utilizat. Soluțiile saline fiziologice și uleiul vegetal sunt de obicei suficiente pentru a furniza medii polare și nepolare. Soluția salină extrage componenții hidrosolubili, în timp ce uleiul vegetal extrage copmponenți hiposolubili; Ambele tipuri de componenți pot fi extrase de diferite fluide din corpul uman. Extracția trebuie să se desfașoare la temperaturi suficient de mari pentru a maximiza cantitatea de substanțe extractibile precum și pentru a simula temperaturile cele mai mari la care va fi expus dispozitivul înainte sau în timpul utilizării. Un număr de condiții de extracție specifice poate include: 370 C pentru 24h, 370C pentru 72h, 500C pentru 72 de ore, 700C pentru 24h și 1210C pentru 1h. În cazul majorității biomaterialelor extracțiile decurg în condiții statice. Utilizarea agitării poate conduce la o aproximare mai corectă a mediului în care să fie folosit dispozitivul și poate asigura contactul dintre mediul de extracțe și toate componentele dispozitivului.

IV.3 Metode de testare

Selectarea metodelor specifice de testare poate fi dificilă, depinzând de categoria efectelor biologice pentru care dispozitivul va fi testat. Unele metode sunt descrise în detaliu de diferite standarde ISO – 10993- 5.

Citotoxicitatea

“Teste pentru citotoxicitatea: metode in vitro” (ISO – 10993-5) conține protocoale care prevăd utilizarea mai multor teste alternative de laborator (metoda eluției este una dintre ele). Standardul descrie: prepararea probelor, liniile celulare optime, mediile de cultură, metodele de manipulare, incubare și numărarea celulelor. Este necesară utilizarea a câte trei flacoane pentru fiecare probă în parte și liste cu informațiile care trebuie incluse în raportul de testare.

Testele standard de determinare a citotoxicității utilizează culturi celulare în monostrat care sunt puse în contact direct sau indirect (fluide de extracție) cu biomaterialul testat. În cazul metodei eluției materialele de testare și control sunt plasate în medii de cultură separate în condiții standard. Fiecare fluid de extracție astfel obținut se aplică unei culturi celulare în monostrat înlocuind mediul care a asigurat nutriția celulelor până în acel moment. În acest fel celulelor le este furnizat un mediu de cultură proaspăt care conține substanțe extrase din materialele de testat. Culturile sunt apoi puse în incubator la 370 C și sunt permanent examinate la microscop la intervale de timp prestabilite, timp de trei zile. Celulele sunt examinate pentru a se depista semnele vizibile de toxicitate: modificarea dimensiunilor, apariției unor componenți celulari sau distrugerea configurației.

Metoda directă de evaluare a toxicității constă în aplicarea materialelor de testare și control direct pe monostraturi celulare acoperite cu mediu nutritiv sau cu un mediu semisolid de agar care protejează celulele de orice efecte fizice determinante de contactul cu probele. În timpul perioadei de incubație substanțele extrase vor migra în mediul nutritiv sau prin stratul de agar spre celule. După incubație monostraturile sunt analizate pentru a evalua prezența sau absența zonelor celulare afectate din jurul probei.

În timpul perioadei de incubație substanțele extrase vor migra în mediul nutritiv sau prin stratul de agar spre celule. După incubație monostraturile sunt analizate pentru a evalua prezența sau absența zonelor celulare afectate din jurul probei.

Hemocompatibilitatea

Conform standardelor (ISO – 10993 – 4) testarea hemocompatibilității depinde de categoria de contact sangvin în care se încadreaza biomaterialul sau dispozitivul deosebindu-se trei categorii:

Dispozitive de comunicare externă – cale indirectă de comunicare cu sângele;

Dispozitive de comunicare externă – sânge circulant;

Dispozitive implantabile.

Pentru fiecare categorie se recomandă următoarele teste:

Tromboză

Coagularea

Funcția plachetară

Hematologia

Imunologia

În cazul evaluării primare testele se efectueaza in vitro și cuprind: testarea activității complementului (imunologie), a gradului de hemoliză (hematologie) și a timpului parțial de tromboplastină (coagulare). Metodele de testare in vitro sunt mai rapide și mai puțin costisitoare decât metodele in vivo și nu necesită utilizarea animalelor. Activarea complementului este cel mai relevant test imunologic în cazul biomaterialelor care vin în contact cu sângele circulant. Testele in vitro de evaluare a activității complementului presupun determinarea cantitativă a hemoglobinei plasmatice. O creștere hemoglobinei plamatice este determinată de liza eritricitelor care indică faptul că biomaterialul care a fost pus în contact cu celulele prezintă activitate hemolitică. În cazul acestui tip de testare se foloseste sânge de iepure. Reacția neutrofilelor și a limfocitelor la biomaterilalele poate fi folosită ca un test hematologic eficace [46].

Genotoxicitatea

Exista trei tipuri de efecte genotoxice:

mutația genetică

aberațiile cromozomiale

afectarea ADN-ului

Testele de determinare a mutațiilor genice și a aberațiilor cromozomiale identifică leziuni de la nivelul moleculei de ADN în timp ce testele de determinare a afectării ADN-ului detectează modificări care pot duce la distrugeri ale celulei. Testele in vitro folosesc microorganisme și celule de mamifer.

USP (The United States Pharmacopoeia) a stabilit metode de preparare standard a biomaterialelor care urmează să fie supuse testelor de valoare a genotoxicității; ISO 10993- 12 “Sample Preparation and Reference Materials” descrie de asemenea metode de preparare a extractelor de biomateriale. Selectarea mediului de extracție potrivit este în funcție de tipul de sistem de testat ales. Sistemele de testare bacteriene sunt expuse la o soluție de 0.9% NaCl; Același procedeu se utilizează și pentru soluții de extracție pe bază de etanol sau dimetil sulfoxid. Sistemele de testat in vitro care include celule de mamifere necesită medii ce asigură creșterea celulară, mediul de cultură ales este și mediul de extracție. Modelele de testare in vivo implică utilizarea de medii de extracție standard apoase și neapoase capabile să extragă compuși hidrosolubili (polari) și compuși liposolubili (nepolari)[47].

Sensibilizarea

Reacția de hipersensibilizare sau sensibilizarea apare ca rezultat al contactului repetat sau prelungit cu substanțe chimice care interacționează cu sistemul imunitar al organismului. Majoritatea reacțiilor de acest tip, determinate de biomateriale, este mediată de celule epidermale și mai putin umoral sau de tipul antigen – anticorpi, se utilizează pielea animalelor de laborator pentru testarea sensibilității. Reacțiile de sensibilizare termică la animalele de laborator sunt marcate de înroșiri și umflături ale pielii.

Biomaterialele supuse testării determină reacții de sensibilizare prin intermediul compușilor chimici extractibili pe care-i conțin. În unele cazuri un individ poate dezvolta o reacție de acest tip după contactul repetat cu un biomaterial sau după un contact continuu, prelungit cum este cazul implanturilor.

Pentru testarea prezenței în structura biomaterialului a substanțelor chimice capabile să determine reacții de sensibilizare se utilizează porci de Guineea, animale care prezintă reacții de sensibilizare dermală foarte apropiată de cele ale omului. Testele de sensibilizare cu porcii de Guineea necesită o perioada de timp de 6 pâna la 8 săptămâni. Testul Buehler implică expunerea directă a biomaterialului pe spatele ras al animalului, sub un pansament ocluziv, timp minim 6 ore. Această procedură este repetată de trei ori pe săptămână timp de trei săptămâni. Această fază a testului se numește faza de inducție. După 2 săptămâni de pauză sau după o perioadă de recuperare, interval de timp care permite apariția unui răspuns întârziat, animalele sunt supuse unei ultime expuneri la un patch alcătuit din biomaterial. Acest model de testare este utilizat pentru dispozitive de tipul electrozilor epidermali deoarece în acest caz metoa de aplicare pe animale a biomaterialelor de tesat simulează utilizarea lor clinică.

Dermatită (eczema) se definește ca o reacție inflamatorie cutanată caracterizată clinic prin prurit și apariția stadială a eritemului, edemului veziculizației, eroziunilor și crustelor. Sunt două tipuri de dermatite de contact:

dermatite de contact ortoergice instalate rapid după un prim contact cu o substanță iritantă prin natura sau prin concentrație, limitată strict la zona de contact și determinând eritem, edem, flictenizare, sau necroza în funcție de durata contactului;

dermatite de contact alergice survenite după contacte repetate cu o substanță sensibilizantă, la anumiți indivizi, manifestându – se ca o eczemă ce depășește aria cutanată de contact.

Eczemele alergice de contact au la bază trei factori:

factorul imunopatologic:

Inducerea reacției imunitare prin aplicarea epicutanată a unor substanțe chimice și reacție tisulară care rezultă în urma acestei reacții. Schematic, acest factor ar fi:

faza de sensibilizare activă (inducere) cu formarea antigenului și implicarea celulelor Langerhans

faza de revelare

modularea sensibilității de contact.

epidemiologia și genetica:

Motivele pentru care numai anumiți subiecți dezvoltă reacții alergice de contact.

bazele moleculare:

Procese fizico – chimice care conduc la formarea antigenelor[48].

IV.4 Efectele implanturilor

Animalele de elecție în testarea implanturilor sunt: iepurii (ISO – 10993 – 6) șoarecii, șobolanii și porcii de Guineea.

După ce iepurii sunt anesteziați și pielea lor este rasă și dezinfectată, patru probe de testare sunt implantate în muschiul paralombar de o parte și patru probe cunoscute ca nereactive sunt implantate de partea opusă. Pentru a evalua folosirea pe termen scurt a biomaterialului ca implant se verifică răspunsul tisular după:1, 4, 12 săptămâni. Pentru testele pe termen lung intervalele de valoare sunt: 12, 26, 52, 78 săptămâni. Pentru fiecare interval de testare sunt necesare 3 sau mai multe animale.

La sfărșitul fiecărui interval specificat fiecare zonă de implanare este examinată cu lupa și este înregistrată mărimea capsulei care înconjoară implantul. Materialele reactive pot produce capsule cu diametre de 2 – 4mm în timp ce materialele nereactive nu produc în general capsule vizibile. [49].

Implantul este îndepartat, iar țesuturile sunt preparate pentru examinarea histopatologică. La nivel microscopic pot fi evaluate și întinderea reacției celulare la implant.

Reacțiile severe sunt marcate de prezența în număr ridicat a celulelor inflamatorii și de moartea celulelor musculare din jurul implantului[49].

Testele de evaluare e efectelor implanturilor se efectuează utilizând probe solide. Dacă un biomaterial este sub formă de pastă, gel, pulbere există posibilitatea acoperirii unei suprafețe de referința inerte din material polimeric sau din oțel inoxidabil a materialului respectiv. Preparatul astfel obținut se supune testelor standard descrise. Ca alternativă, unele materiale se pot plasa în interiorul unui tub inert care este ulterior implantat, urmând ca răspunsul tisular să fie apreciat la capetele tubului unde proba testată vine în contact cu țesutul viu.

IV.5 Concluzii

Metodele de valoare ale biomaterialelor stau la baza înțelegerii structurii acestora și a potențialelor afecte adverse pe care le pot avea la contactul cu țesutul viu. Se asigură tot odată posibilitatea standardizării caracteristicilor biomaterialelor de la un lot la altul. Testele care au ca scop evaluarea reactivități biologice trebuie să analizeze toți constituenții care intră în alcătuirea biomaterialului. În cazul biomaterialelor care intra în contact cu fluidul sangvin hemocompatibilitatea este caracteristica esențială.

Capitolul V

Biomateriale utilizate pentru realizarea protezelor vasculare

V.1. Poliuretanii

Poliuretanii (PU) sunt prezenți în domeniul medical într-o gamă largă. Pot fi gasiți

în adezivi, fibre, elastomeri, piei artificiale, grefe vasculare.[50, 51]

Poliuretanii au o rezistență la tracțiune și un punct de topire ridicat, aceste caracteristici mărindu-le durabilitatea.[52] Rezistența crescută la degradare în apă, ulei, solvenți, asigură poliuretanilor caracteristici foarte bune pentru înlocuirea maselor plastice [53]. În cazul utilizării PU ca materiale de acoperire s-a observat că prezintă proprietăți de adeziune la diferite substraturi, rezistența la abraziune, proprietăți electrice, rezistența la diferite condiții climatice [53, 54, 55]

V.1.1. Proprietăți fizice și chimice

Poliuretanii au fost produși și investigați pentru prima dată de Otto Bayern în 1937. Poliuretanul este un polimer care are marele avantaj de a fi sintetizat din componente lichide la temperatura camerei. PU este un polimer în care unitatea repetitivă este constituită de o grupare uretanică. Uretanii sunt derivați ai acidului carbamic care există numai sub forma esterilor.[56] Această structură poate fi reprezentată astfel:

O

||

R – O – C – NH2

Poliuretanii sunt compuși macromoleculari care posedă în catenă de bază gruparea uretanică:

– HN – C – O –

||

O

Sau mai rar:

– NH – C – NH –

||

O

Varierea radicalului R precum și a substituenților atomului de hidrogen de la gruparea amidică conduce la obținerea unor diferiți uretani. Deși toți poliuretanii conțin grupări uretanice repetitive, în constituția lor pot fi incluse și alte grupări cum ar fi ureice, esterice, eterice sau aromatice.[53] Adăugarea acestor grupări funcționale poate conduce la obținerea unor polimeri cu mai puține grupări uretanice decât grupări funcționale.

Legătura uretanică poate fi obtinută prin reacția unui izocianat, N – C = O, cu un alcool, – OH [56, 57]. Avantajul poliuretanilor este acela ca în alcătuirea catenei nu intră numai atomi de carbon ci și heteroatomi de tipul oxigen și azot.[52] Cea mai simplă reprezentare a poliuretanilor este liniară de forma:

O O

|| ||

(– R1 – O – C – NH – R2 – NH – C – O – )n

Unde: – R2 reprezintă un lanț hidrocarbonat

– R1 este o hidrocarbură care conține gruparea OH

În cazul aplicațiilor industriale pot fi utilizați compuși polihidroxilici pentru obținerea poliuretanilor. La nivelul legăturii amidice pot fi utilizați diferiți compuși polifuncționali cu azot. Variind și modificând compușii polihidroxilici și polifuncționali cu azot, se pot sintetiza poliuretani diferiți [56]. Rășinile poliesterice sau polieterice care conțin grupări hidroxilice sunt utilizate pentru a produce PU – poliester respectiv PU – polieter[54].

Prin varierea numărului de substituenți și a spațierii dintre și din catenele ramificate se pot obține poliuretani care variază de la liniari la ramificați și de la flexibili la rigizi. Poliuretanii liniari sunt utilizați la fabricarea fibrelor. Poliuretanii flexibili sunt folosiți la obținerea lianților și a straturilor de acoperire.[53] Prin utilizarea unor prepolimeri cu masa moleculară joasă se pot obține diferiți bloc – copolimeri. Grupările hidroxilice permit inserția segmentelor (blocurilor) pe lanțul PU. Variațiilor din cadrul acestor segmente conduc la grade diferite de elasticitate și rezistența la tracțiune. Segmenetele care conferă faza cristalină rigidă si care conțin extensorul de catenă sunt denumite segmente dure. Segmentele care asigură faza cauciucoasă amorfă și care conțin poliesteri/polieteri sunt denumiți segmente moi. Denumirea comercială a acestor bloc – polimeri este de poliuretani segmentați.

V.1.2. Biostabilitatea și biodegradarea

Grefele vasculare cu diametrul mai mic de 6 mm au o rată de succes dezamăgitoare datorită hiperplaziei intimale la nivel anastomotic și formării trombilor. Hiperplazia este mai mare la nivelul anastomozei distale și depinde de materialul din care este alcătuită proteza vasculară. Progresia leziunii este datorată migrării și proliferării celulelor musculare netede precum și creșterii producției de matrice celulară împreună cu un număr de factori de creștere și citokine. La lipsa biocompatibilității biomaterialului se adaugă diferențele de complianță dintre grefă și arteră care duc la apariția unui stres mecanic și a unor parametri hemodinamici legați de tensiunile de forfecare de la nivelul peretelui. Acești factori influențează biochimia celulelor endoteliale și permeabilitatea peretelui arterial pentru macromolecule. Materialele cele mai utilizate pentru realizarea protezelor vasculare, poli(etilentereftalatul)(Dacron) și poli(tetrafluoretilena) expandată (ePTFE), sunt rigide și nu- și pot adapta diametrul pentru a menține tensiunea de forfecare constantă de la nivelul peretelui ceea ce determină diferențe majore de complianță premergătoare eșecului.[58]

Poliuretanii sunt în general copolimeri alcătuiți dintr-un segment cristalin (dur)și un segment amorf (moale)[59]. Studierea clinică a comportării grefelor vasculare realizate din poliuretani este greu de obținut datorită biodegradării prin mecanisme hidrolitice sau oxidative[60, 61].

Biodegradarea are loc la nivelul segmentului amorf care este alcătuit din compuși eterici sau esterici. Desi hidroliza poate avea loc și la nivelul segmentului cristalin, grupările care intră în alcătuirea sa sunt relativ stabile și nu se înscriu în faza primară a procesului de degradare. Protezele care sunt alcătuite din poliuretani cu segmente amorfe poli(esterice) se degradează mai repede și de o maniera mai severă prin mecanism hidrolitic [62] în timp ce grefele realizate din poliuretani cu segmente amorfe poli (eterice) Sunt susceptibile unei degradări oxidative[60]. În acest sens au fost realizate proteze vasculare din poliuretani avănd la bază segmente amorfe din poli (carbonați).[58]

În cazul protezelor vasculare din poliuretani obținerea unei complianțe de lungă durată după implant este dificil de realizat pentru că acestea prezintă o dilatare totală care este anulată postimplantare de creșterea perivasculară. Acest dezavantaj este înlăturat prin fabricarea unor proteze care să-și mențină complianța și fluxul pulsatil in vivo prin capacitatea de a asigura trasmisia energiei și o mai bună calitate a fluxului. Acest lucru se realizează prin utilizarea unei structuri de tip fagure obținută prin procese de inversie de fază la temperatura camerei.[63] Pentru a preveni colapsul structurii în timpul inversiei de fază se pot utiliza materiale de umplutură, dioxid de siliciu, care pe măsură ce solventul este dispersat se dizolvă în coagulant. Încorporarea acestei structuri de tip fagure permite expansiunea luminală printr-un mecanism de compresie internă la nivelul pereților fără a mai fi nevoie de un mecanism de dilatare externă. Această metodologie asigură o valoare a complianței corespunzătoare arterei primitoare și o transmisie superioară a fluxului sangvin pulsatil [64, 65].

În vederea stabilirii influenței aditivilor din structură poliuretanilor au fost inițiate diferite studii. Unele studii au demonstrat ca poliuretanii poliesterici și polieterici vulcanizați cu sulf prezintă un grad de inerție fungică [66]. A fost remarcat faptul că în ciuda adăugării în compoziție a unor substanțe fungicide, creșterea fungică este detectabilă în cazul poliuretanilor poliesterici , substanțele fungicide având și efecte adverse asupra formulării. Unii autori au variat cantitatea produșilor de degradare eliberați prin modificarea modului de preparare fizică a poliuretanilor poliesterici ca acoperiri pe tuburi de sticlă. Deși grupările uretanice și ureice sunt susceptibile unei degradări hidrolitice totuși ele nu sunt întotdeauna acesibile activității enzimatice și este posibil ca degradarea să nu depășească niciodată stratul de la suprafață polimerului. În cazul poliuretanilor polieterici deși nu s-a remarcat prezența masivă a procesului de biodegradare, s-a observat că aceștia prezintă în mod constant rate mari de eliberare a produșilor marcați radioactiv de la nivelul segmentului amorf. Aceste rezultate au fost atribuite structurilor secundare și legăturilor de hidrogen de la nivelul segmentului cristalin care asigură protecția domeniilor esterice.

A fost testat efectul dimensiunii segmentului cristalin asupra stabilității la biodegradare a poliuretanilor.[67] Analizele au fost efectuate pe poliuretani polieterici susceptibili activității degradative a colesterol esterazei. Au fost sintetizati trei poliuretani polieterici prin varierea raportului molar dizocianat – [14C] extensor de catenă. După tratamentul cu colesterol esterază s-a observat o dependență a procesului de eliberare a produșilor marcați radioactiv de mărimea segmentului cristalin conținut în polimer. În cazul polimerilor cu cea mai scăzută concentrație a segmentului cristalin, numărul grupărilor carbonil expuse la suprafață este cel mai mare. O dată cu creșterea dimensiunilor segmentului cristalin, un număr din ce în ce mai mare de grupări carbonilice este integrat la nivelul structurilor secundare ale segmentului cristalin prin intermediul legăturilor de hidrogen. Cercetările au dus la concluzia că odată cu creșterea dimesiunii segementului cristalin apare o scădere a mobilității lanțului polimeric.

A fost testată biodegradarea poliuretanilor amidici de interes medical [68]. Pentru aceasta au fost sintetizați poliuretani cu unități repetitive lungi și cu grupări amidice și uretanice alternante. S-a observat că fibrele parțial cristaline rezultate sunt supuse hiderolizei cu subtilizinele mai recent decât poliamid esterii și într-o maniera mai selectivă. Astfel regiunile amorfe au fost degradate înaintea regiunilor cristaline ale PU. Aceste tipuri de fibre sunt indicate pentru aplicațiile de tipul firelor de sutură sau implantelor care trebuie să fie resorbabile in vivo. Cercetările au arătat că poliutertanii cu unități repetitive lungi și grupări hidrofile prezintă un grad mai scăzut de împachetare la nivelul unităților ctristaline decât poliutretanii normali și din acest motiv sunt mai accesibili biodegradării.

Pentru reducerea susceptibilității degradării de către enzimele lizozomale, poliuretanilor li s-a aplicat tratamente superficiale utilizând macromolecule modificatoare ale suprafeței (SMM – surface modifying macromolecules) care conțin grupări terminale fluorinate [69]. Poliesterii ureo – uretanici sintetizati au fost marcați radioactiv și depuși ca mici tuburi perforate. Experimentele au dus la concluzia că biodegradarea este inhibată la nivelul suprafețelor tratate cu SMM. Formulări SMM diferite au condus la grade diferite de rezistență la activitate enzimatică. Unele formulari SMM au fost incompatibile cu suportul poliuretanic și au condus la biodegradări considerabile.

Pentru mărirea biocompatibilității și pentru a reduce adeziunea bacteriană la nivelul suprafețelor poliuretanice au fost sintetizați poliuretani fosfatați [70]. În acest scop s-au utilizat ca extensor de catenă glicerofosforilcolină (GPC) care a dus la încorporarea grupărilor fosforilcolonice la nivelul catenei principale a poliuretanilor acest lucru a asigurat poliuretanilor o suprafață asemănătoare cu cea a hematiilor. Testele fizice efectuate pe acești polimeri au arătat o mică scadere a rezistenței la tracțiune și a temperaturii de tranziție o dată cu creșterea concentrației GPC. Pentru a testa adeziunea bacteriană a fost utilizată o cameră cu flux radial , trecând o cultură de Staphylococcus aureus peste poliuretanii fosfatați și nefosfatați. Poliuretanii fosfatați au prezentat o scădere a gradului de adeziune bacteriană o dată cu creșterea conținutului în GPC.

V.1.2.a. Creșterea biodegradării

S-a constatat că două enzime protolitice, papaină și ureeada, prezintă o activitate degradativă asupra poliuretanilor poliesterici de uz medical [71]. PU testat a fost Biomer®, un poliutretan segmentat și reticulat. Deși reticularea fusese anterior descrisă ca fiind o modalitate de a inhiba degradarea [57], papaina a difuzat usor în filmul polimeric producând ruperi și afectând integritatea structurală. Greutatea moleculară a papainei este 20,7kDa. Având o greutate moleculară mai mare (473kDa), ureeaza prezintă o activitate enzimatică limitată doar la suprafața poliuretanilor. Astfel s-a presupus că mecanismul degradării sub influența papainei constă din hidroliza la nivelul legăturilor uretanice și ureice cu producerea de amine libere și grupări hidroxilice. Efectul papainei asupra poliuretanilor polieterici este eliberarea de produși de degradare atât în cazul hidrolizei apoase cât și în cazul hidrolizei enzimatice.[72] Legăturile eterice sunt hidrolizate neenzimatic de către apă în timp ce pentru degradarea grupărilor uretanice este necesară prezența enzimei proteolitice.

Poliuretanii poliesterici și polieterici au fost supuși activității elastazei neutrofilice umane și elaztazei pancreatice porcine [73]. Poliuretanii poliesterici au fost rapid degradați de elastază pancreatică porcină cu o rată de zece ori mai mare decât în cazul poliuretanilor polieterici . Elaztaza neutrofilică umană nu a prezentat o activitate importantă la nivelul poliuretanilor polieterici.

V.1.2.b. Biodegradarea fungică

Regiunile cristaline sunt mai putin susceptibile degradării în timp ce regiunile amorfe ale poliuretanilor se degradează mult mai rapid. S-a observat că degradarea poliuretanilor decurge într-o maniera selectivă, regiunile amorfe fiind degradate înaintea celor cristaline [68]. De asemenea s-a constatat ca poliuretanii cu unități repetitive lungi și cu grupări hidrolitice prezintă o probabilitate mai mică de a se împacheta în regiuni cristaline decât poliuretanii normali, fiind astfel mai accesibili biodegradării. Cercetarile au arătat că atacul microbian asupra poliuretanilor ar putea avea loc prin intermediul acțiunii enzimatice a ureeazelor, proteazelor și esterazelor [74, 75, 76, 77].

În literatură există rapoarte legate de sensibilitatea poliuretanilor la atacul fungic [57, 78, 79]. Studiile au arătat că poliuretanii de tip poliesteric sunt mai sensibili la atacul fungic decât celelalte tipuri. Poliuretanii polieterici prezintă o rezistență medie spre ridicată la atacul fungic. Dintre fungii Chaetomium globosum și Aspergillus terreus enzime cu activitate esterazică și uretan – hidrolazică. Aceste organisme nu cresc singure pe poliuretani și enzimele au trebuit să fie induse. Inducția enzimatică a fost realizată prin adaugarea de poliuretan poliesteric lichid în mediul de creștere. Activitatea enzimelor a fost determinată prin analize care au utilizat etil carbamat (uretan) ca substrat artificial.

Pe baza abilității de a utiliza poliueretani poliesterici coloidali ca sursă de carbon și energie au fost izolate patru specii de fungi: Curvularia senegalensis, Fusarium solani, Aureobasidium pullulans și Cladosporium [80]. În cazul Curvularia senegalensis s-a observat o activitate degradatică crescută asupra poliuretanilor și de aceea ca această ciupercă a fost supusă analizelor suplimentare. Pentru aceasta a fost purificată din acest organism o poliuretanază extracelulară care prezintă o activitate esterazică. Această proteină are o masă moleculară de 28kDa și este stabilă la 100 de grade timp de zece minute. Sunt cercetatori care au propus un mecanism de degradare a poliuretanilor de către esterazele extracelulare[81]. Astfel degradarea poliuretanilor este rezultatul activității sinergice a exopoliuretanazelor și a endopoliuretanazelor. Endoenzimele hiodrolizează molecula poliuretanică la nivelul unor locații aleatorii de-a lungul lanțului polimeric, acest fenomen având ca efect scăderea rezistenței la tracțiune. Exoenzimele înlătură unități monomerice succesive de la capetele lanțului polimeric, rezistența la tracțiune fiind aici puțin afectată.

V.1.2.c. Biodegradarea bacteriană

Corynebaterium sp. Si pseudomonas aeruginosa au putut degrada poliuretani în prezența unui mediu de cultură bazal. Nici un tip de bacterie nu crește singură pe poliuretani. Poliuretanii din culturile de Corynebaterium sp. au prezentat o reducere a rezistenței la tracțiune și a alungirii la rupere după o perioadă de incubație de trei zile. Spectrofotometria în infraroșu a acestor polimeri a indicat segmentul esteric ca fiind pricipalul situs al atacului bacterian. S-a observat că suplimentarea cantității de glucoză din mediul de cultură inhibă producția esterazică în timp ce adăugarea de poliuretani nu conduce la o creștere a activității esterazice.

V.1.2.d. Biodegradarea de catre poliuretanaze

Au fost izolate și caracterizate două tipuri de poliuretanaze: PU – esteraze intracelulare situate la nivel membranar [82] și PU – estraze extracelulare, solubile [83]. Aceste două tipuri de poliuretanaze par a avea roluri separate în degradarea poliuretanilor. PU – esterazele asociate membranar permit realizarea contactului mediat celular cu substratul poliuretanic insolubil în timp ce PU – esterazele extracelulare se leagă la suprafața poliuretanilor ulterior având loc hidroliza.

Adeziunea celulelor bacteriene la substratul poliuretanic prin intermediul poliuretazelor ar permite hidroliza substratului în metaboliți solubili care ar putea fi metabolizați apoi de către celule. Acest mecanism al degradării poliuretanilor ar scade competiția dintre celulele care degradează poliuretanii și alte celule, permițând un acces facil la metaboliți. Poliuretazele extracelulare solubile ar hidroliza polimerul în unități mai mici facilitând metabolizarea produșilor solubili și accesul enzimelor la polimerul parțial degradat.

V.1.3. Tipuri de proteze vasculare

Sunt mai multe tipuri de poliuretani utilizați ca proteze vasculare: poli (carbonat) uretan, poli (ester) uretan și poli (eter) uretan [63].Situsul degradării este reprezentat de segmentul amorf (ester, eter, carbonat). Hidroliza segmentului criastalin uretan / uree este posibilă dar nu este prediominantă. Segmentul poliesteric este degradat cel mai rapid prin hidroliză. Segmentele amorfe polieterice sunt predispuse degradării dar în acest caz procesul este influentat de conținutul de eter și de grade de degradare oxidativă. Modalitatea de a reduce aceste complicații este înlăturarea completă a legăturilor esterice și a celor eterice. Tehnica utilizată pentru a preveni biodegradarea este utilizarea segmentelor amorfe compuse integral din molecule hidrocarbonate. Poliuretanii prezintă un mare potențial de a fi utilizați în procesul de obținere a unor proteze vasculare compliante dar pentru nici o compoziție nu a fost studiată stabilitatea pe termen lung.

V.1.3.a. Teste clinice efectuate pe poliuretanii confecționali

Au fost publicate mai multe studii efectuate pe animalele legate de stablitatea pe termen scurt sau lung a protezelor din PU. În aceste teste, în afară de o complianță îmbunătățită, PU au prezentat o tromborezistență superioară, o creștere rapidă a țesutului viu la nivelul protezei precum și o hiperplazie redusă la nivelul anastomozelor [84]. În aplicațiile clinice precum și în cazul hemodializei, în comparație cu protezele din PTFE, protezele din PU au prezentat și alte avantaje cum ar fi: canularea facială, etanșarea rapidă și intrarea rapidă în funcțiune. Aceste proteze necesită de asemenea o perioadă mai scurtă de timp pentru realizarea hemostazei și nu dau naștere elemetului sau seromului postoperator. Grefele vasculare au avut totuși o rată semnificativă de tromboză și infecție precum și un grad variabil al rezistenței pe termen scurt și îndelungă.

Rezultatele testării clinice a poliuretanilor

a – alcătuit și din Dacron

b – ranforsat cu fibre poliesterice

Alte studii au arăta că protezele din PU au rezistența în timp mai scăzută decât cele din PTFE. Biodegradarea poate conduce la formarea anevrismelor fapt care limitează utilizarea lor clinică [85].

V.1.3.b.Proteze vasculare nebiodegradabile

Există un tip de proteza vasculară complianță realizată din poli(carbonat) poliuretan, cunoscută sub denumirea comercială de MyoLink®. O structură de tip fagure cu un strat extern și unul intern compacte și cu porțiunea mediană spongioasă. Această structură permite trasmiterea fluxului pulsabil. Complianța se păstrează chiar și după aparția țesutului cicatricial perivascular. Datorită lipsei compușilor esterici sau eterici este de așteptat că această proteză să reziste biodegradării mai bine decât o proteză convențională din poli(eter)uretan (Pulsetec®).

Complianța versiunii finale a protezei a fost aleasă pe baza masurătorilor de complianță efectuate la nivelul arterelor membrului inferior. Valorile complinațelor protezei MyoLink au fost comparate cu cele arterelor,venelror , protezelor din Dacron și ePTFE la valori ale presiunii arteriale medii (MAP – mean arterial pressure) cuprinse între 30 – 100 mmHg.

Complianța protezei poliuretanice a fost similară cu cea a unei artere la valori ale MAP –ului cuprinse între 30 – 60 mmHg. Grefa MyoLink a prezentat valori mult mai bune ale complianței decât protezele din ePTFE și Dacron la valori ale MAP- ului cuprinse între 30 – 100 mmHg și respectiv 30 – 90 mmHg [86]. Datorită prezenței structurii tip fagure proteza MyoLink poate fi însămânțată cu celule endoteliale. Structura neregulată mărește capacitatea de retenție a celulelor endoteliale în timpul curgerii sangvine. Adeziunea celulară este de cinci ori mai mare decat în cazul protezelor din PTFE și poate fi îmbunătățită prin acoperirea suprafeței cu fibronectină. A fost calculată o concentrație optimă de 16 x 105 celule endoteliale/ cm2 necesară pentru a însămânța o proteza utilizată pentru reconstrucția vasculară a teritoriilor aflate sub articulația genunchiului.

Concentrația celulelor este mai mare decât cea utilizată în cazul protezelor din Dacron și PTFE datorită suprafeței specifice mai mari. Au fost efectuate studii în care prin utilizarea colagenului ca strat de acoperire a protezei, concentrația celulară necesară însămânțării a scăzut la 6x 105 celule/cm2 [86].

V.1.4. Rolul porozității protezelor vasculare din poliuretan

O problemă majoră întâlnită în cazul proceselor de reconstrucție vasculară este apariția trombilor ca urmare a contactului dintre sânge și suprafețele artificiale, problema care apare în special în cazul protezelor vasculare cu diametrul mic [87]. Cecetările au arătat ca în cazul utilizării grefelor vasculare cu diametru mic, permeabilitatea și caracteristicile procesului de vindecare pe termen lung sunt influențate de porozitatea structurii protezei și de natura chimică a materialului utilzat în procesul de fabricație [88, 89, 90]. Porozitatea peretelui protetic permite inițierea depunerii unui strat subțire de fibrina de-a lungul suprafeței luminale. Acest strat este stabilizat ulterior prin creșterea țesutului fibros și a endoteliului la nivelul vasului sangvin gazdă și prin creșterea grosimii peretelui poros, a țesutului fibros și a capilarelor de la nivelul țesutului periadventicial. Porozitatea protezei trebuie să fie aleasa în așa fel încât porii să fie suficient de mici pentru a limita hemoragia trasmurală și suficient de mari pentru a permite creșterea tisulară [91]. Porozitatea optimă se încadrează între 100 –200 μm [92].

V.2. Poli (etilentereftalatul) și poli (tetrafluoretilenă)

Materialele cele mai utilizate în chirurgia cardiovasculară modernă sunt Poli(etilentereftalatul) care are denumirea comercială Dacron și Poli(tetrafluoretilena) cu denumirea comercială de Teflon. Complicațiile cele mai severe lefate de utilizarea acestui tip de materiale sunt formarea trombilor și infecțiile bacteriene[93].

După câteva secunde de la implantare în teritoriul gazdă, la suprafața biomaterialului se adsorb proteine și glicozaminoglicani. Gradul de adsorbție al moleculelor este influențat de caracteristicile biomaterialului (încărcarea electrică, rigiditate, ultrastructură, hidrofobia suprafeței), de compoziția fluidului gazdă și de modul în care este expus biomaterialul acestui fluid(static sau dinamic). În cazul în care suprafața unei proteze vasculare este expusă plasmei aflate în curgere, initial la suprafața sa se adsorb molecule cu greutate moleculară mică (albumine) care vor fi ulterior înlocuite cu molecule ce au greutate moleculară mare și cu mai multe domenii de legătură aflate la nivelul suprafeței cum ar fi imunoglobulina, fibronectina, fibrinogenul Fenomenul poartă denumirea de efect Vroman [94].

Modificările comformaționale ulterioare ale proteinelor adsorbite sunt de o importanță vitală și sunt influențate de proprietățile biomaterialului. Proteinele adsorbite (fibrinogenul,fibronectina, trombospondina ) interacționează cu diferite suprafețe celulare și mediază adeziunea bacteriilor la suprafața biomaterialului implantat. Chiar dacă proteinele adsorbite mediază adeziunea bacteriană in vitro, serul și compușii sângelui integral prezintă tendința de a diminua adeziunea bacteriană în cazul în care sunt utilizați pentru a realiza acoperirea superficială a protezelor vasculare. Bacteriile aparținând florei bacteriene de la nivelul epidermului, cum ar fi stafilococii coagulazo- negativi sunt agenți etiologici obisnuiți ai infecțiilor asociate biomaterialelor. Staphylococcus aureus, bacilii Gram – negativi, Candida albicans su fost izolați din infecțiile produse de potezele implantate. Microbii pot coloniza suprafața biomaterialului prin interacțiuni specifice mediate de receptori cu domenii pe proteinele adsorbite sau prin mecanisme nespecifice legându-se direct.

V.2.1. Inflamația și neovascularizația asociate protezelor vasculare din Dacron și Teflon

Revascularizația țesuturilor traumatizate au un rol deosebit în vindecarea rănilor. Celulele care cresc și înlocuiesc țesuturile devitalizate au nevoie de dezvoltarea unor noi vase sangvine care să le asigure trasportul de nutrienți și îndepărtarea produșilor din metabolism. Protezele vasculare pot beneficia de dezvoltarea unei noi rețele de vase sangvine. Formarea unui strat de celule endoteliale care să acopere suprafața luminală a protezei poate fi realizată prin migrarea trasmurală a celulelor endoteliale prin peretele protetic [95]. Celulele inflamatorii (macrofagele activate) afectează în mod profund angiogeneza [96], proces prin care se formează noi vase sangvine din cele existente deja. Controlul răspunsului inflamator din jurul protezei vasculare în sensul stimulării angiogenezei poate conduce la formarea unui strat de celule endoteliale pe suprafața luminală a grefelor vasculare polimerice.

S-au efectuat studii care au avut ca scop analizarea răspunsului inflamator și a neovascularizației asociată implantării protezelor vasculare în diferite țesuturi. Cercetările au arătat că vindecarea implantelor biomedicale este influențată de țesutul în care se realizează implantul. Studierea modeleleor de vindecare a implanturilor care stimuleaza diferite zone de implantare este importantă pentru dispozitivele polimerice care vor veni în contact cu mai multe țesuturi.

Într-un astfel de studiu au fost utilizate poli(tetrafluoretilena) expandată (ePTFE) (diametrul intern de 4mm și distanța internodala de 30μm), Gore – Tex ePTFE (diametrul intern de 4mm și distanța internodală de 20 μm), materialele pentru proteze vasculare realizate din Dacron tesut, tricotat și microvelur, materiale pentru proteze vasculare realizate din Dacron microtricotat [95].

Probele polimerice au fost implantate – în șobolani masculi – la nivel abdominal țn seroasă, prin sutura țesutului adipos în jurul acestora și la nivelul membrelor inferioare, subcutanat. Biomaterialele au fost explantate cu țesutul adipos din jur după 5 săptămâni de la implantare. Implanturile subcutanate au fost excizate cu tot cu țesuturile din vecinătate. Din aceste probe, după fizarea în parafină, au fost realizate secțiuni cu grosimea de 6 – 8 μm. Pentru evaluările histologice probele au fost deparafinizate și colorate cu hematoxilin – eozina. Au fost evaluate imunochimic secțiunile deparafinizate.

Pntru a determina intensitatea răspunsului inflamator secțiunile tratate cu anticorpi ED1 au fost examinate utilizând un microscop cu obiectiv cu imersie în apă.

Implanturile subcutanate realizate din ePTFE și Gore – Tex ePTFE au condus la formarea unei capsule fibroase predominant acelulare sau a unei capsule hipercelularizate. Dincolo de capsula fibroasă se pot observa profiluri microvasculare în interiorul țesuturilor de legătură. În iterstițiile implanturilor au migrat puține celule, iar țesuturile de legătură sunt prezente într-o proporție redusă. Biomaterialele implantate în țesutul adipos au produs apariția unui număr însemnat de celule la interfața țesut – proteză. În cazul ePTFE nu s-a observat capsula fibroasă în timp ce în cazul Gore – Tex ePTFE s-a format o capsula fibroasă acelulară. Profilurile microvasculare au fost observate la interfața țesut – biomaterial în cazul implanturilor necaspulate dar nu și în interiorul materialului. Implanturile subcutanate realizate din Dacron Meadox tricotat, Dacron Meadox tesut, Dacron microvelur și Dacron țesut au fost înconjurate de o capsulă fibroasă hiper celularizată sau de o capsulă fibroasă de grosime variabilă [95].

La interfața țesut – biomaterial au fost observate multe celule multinucleate gigant. Au apărut și multe celule în interiorul biomaterialului. Profilurile microvasculare au fost observate cel mai mult în interiorul capsulei hipercelularizate. Dacron- ul microtricotat a prezentat un proces de vindecare mult diferit de a celelalte proteze realizate din Dacron. Într-o primă etapă implantul este înconjurat de câteva celule inflamatorii urmând ca în a doua etapă să fie observate profiluri microvasculare aflate în strânsă legătură cu biomaterialul.

Toate biomaterialele realizate din Dacron și implantate în țesutul adipos au condus la procese de vindecare asemănătoare. A fost evidențiată prezenta unei capsule hipercelularizate care a înconjurat implantul precum și prezența unei încapsulări fibroase [95]. La interfața țesut biomaterial au fost observate multe celule gigant multinucleate. Celulele au fost observate și în interiorul materialelor.

V.3. Microprotezele vaculare realizate din celuloză bacteriană

Pe lângă hidrofilie și o rețea structurală ultrafină, celuloză bacteriană prezintă și alte proprietăți importante în cazul aplicațiilor care vizează obținerea de microproteze vasculare. Chiar dacă există diferențe mari între materialul artificial și cel natural, suprafața internă a tuburilor celulozice este comparabilă cu cea a vaselor de sânge variind între 7 – 14 nm.

O proprietate esențială în vederea utilizării tuburilor celulozice în microchirurgie este prezența unei rezistențe mecanice corespunzătore. Materialul trebuie să reziste atât solicitărilor mecanice în timpul pregătirilor microchirurgicale și anastomozelorcat și presiunii sangvine din organism.

Celuloza bacteriană nativă prezintă proprietăți mecanice precum și stabilitatea formei și rezistența la rupere, superioară multor materiale sintetice,.

Datorită proprietăților (calitate deosebită a suprafeței interne, proprietăți mecanice, microdimensiuni) tuburile celulozice realizate din A. xylinium AX5 au fost utilizate ca proteze vasculare pentru microchirurgie și stratul de protecție pentru microsuturi la nivelul nervilor. În vederea studierii aplicabilității în microchirurgia vasculară au fost efectuate investigații care au folosit tuburi celulozice anastomozate termino – terminal la nivelul arterei carotide. Pentru aceasta s-au folosit șobolani albi. Diametrul intern al protezelor utilizate a fost de aproximativ 1mm, corespunzător lumenului vascular. Lungimea interpoziției a fost în general între 4 – 6mm. La un interval de patru săptămâni postoperator animalele de experiența au fost reoperate.

Inspecția la nivelul vasului tratat a arătat ca zona complexului arteră – carotidă – BASYC a fost învelită de țesut de legătură străbătut de vase de sânge mici. Proteza a fost complet încorporată în organism fără nici un semn de reacție de reject [97]. Examinarea suprafeței externe a pus în evidența acoperirea implantului cu țesut de legătură. S-a evidențiat acoperirea tuturor detaliilor protezei de către țesutul de legătură, nedezvoltat și în grosimea materialului. Suprafața internă a protezei este complet acoperită cu celule endogene orientate. Se poate spune ca a avut loc un proces de “vitalizare” a endoprotezei vasculare prin formarea unui perete vascular regulat pe suprafața internă a tubului celulozic. Orientarea celulelor în direcția de curgere a sângelui este în corelație cu faptul că funcțiile celulelor endoteliale sunt influențate de mediul mecanic.

V.4. Concluzii

Protezele vasculare realizate din Dacron și Teflon deși în practica clinică sunt cele mai utilizate, problemele specifice legate de protezarea vaselor sangvine cu diametru mic au determinat cercetări în direcția descoperirii de biomateriale noi. O alternativă viabilă este reprezentată de utilizarea poliuretanilor (care datorită caracteristicilor structurale pot fi manipulați cu ușurința în aplicațiile dorite – porozitate, complianță) și a celulozei bacteriene (care poate fi utlizată în proteze tubulare cu dimensiuni mici prezentând și un grad ridicat al biocompatibilității).

Cu toate avantajele pe care le au biomaterialele în medicină, acestea rămân limitate de gradul de biocompatibilitate, de eventualele interacțiuni negative la interfața biomaterial – țesut gazdă. Cercetările legate de îmbunătățirea acestor interacțiuni sunt de foarte mare actualitate și implică o foarte bună cunoaștere a biomaterialului (compoziție, structură chimică) cât și a sistemului biologic complex sau care vine în contact pentru o aplicație dată.

Capitolul VI

Tratamente superficiale aplicate protezelor vasculare

VI.1. Modificări de suprafață ale materialelor polimerice pentru conferirea de proprietăți netrombogene

Obținerea unor suprafețe netrombogene se poate realiza prin mai multe metode [98]:

a.)Prin procedee chimice:

oxidarea

hidroliza

sulfonarea

cuaternizarea

polimerizarea

Proprietățile anticoagulante depind de tipul și modul de legare al substituentului, gradul de substituție și de sarcina netă a polimerului. O altă încercare de a îmbunătăți interacțiunea sânge – biomaterial o reprezintă studiul caracterului hidrofob – hidrofil de la suprafața polimerului[99].

b.) Prin tratarea suprafeței cu diferite surse de energie:

Sursa de energie poate să fie de natură termică, chimicăa, electrochimică, electromagntică. Acest tratament poate fi urmat de contactul cu un sistem chimic. Gradul de modificare a suprafeței polimerului va depinde de [100]:

sursa de radiație

temperatura din timpul iradierii

atmosfera, prezentă sau absentă oxigenului în timpul iradierii

suportul polimeric

sistemul solvent

sistemul monomer

c.) Imobilizarea pe suprafață a unor molecule biologic active:

Pot fi realizate prin simpla adsorbție sau legare ionică și poate fi precedată de o modificare a suprafeței (chimică, fizică sau cu sursă de energie). O cale de realizare a polimerilor netrombogeni ar putea fi atașarea unui strat de proteine la suprafața acestora. Se pornește de la premisa ca proteinele prezente pe pereții vaselor de sânge nu afectează coagularea. S-a preferat metoda de adsorbție a proteinelor în anumite condiții de pH și concentrații a electroliților urmate de reticularea cu aldehidă glutarică. Studiile efectuate in vivo atestă faptul ca atașarea proteinelor la suprafețele polimerice conduce la apariția de efecte reduse de coagulare a sângelui și a adeziunii plachetelor, nefiind afectată formula sanguină. O altă cale de realizarea a polimerilor netrombogeni constă în realizarea de suprafețe heparinizate cu proprietăți similare cu cele ale suprafeței interne a vasului de sânge (care conține conmpuși mucopolizaharidici cu structură asemănătoare heparinei) [101].

Metodele de heparinizare pot fi încadrate în trei categorii:

compoundarea heparinei cu polimeri

legarea ionică a heparinei de materialele care conțin centre cationice

legarea covalentă a heparinei la polimeri sintetici

d.) Depunerea pe suprafață a unor elemente organice și anorganice:

Modificări de suprafață ale poliuretanilor

Poliuretanii fac parte din categoria polimerilor aplicați cu succes în medicină. Pentru că prezintă proprietăți mecanice foarte bune și o toleranță relativ bună la contactul cu sângele segmentele de poliuretani s-au folosit pentru obținerea de catetere și inimi artificiale. Proprietățile netrombogene ale polimerilor necesitau totuși o îmbunătățire. Pentru aceasta s-a folosit heparina care este un anticoagulant cunoscut [102]. Sunt metode de obțiere a poliuretanilor heparinizați: Prima metodă constă în sintetizarea de poliuretani care să conțină grupe funcționale care să poată fi heparinizate. A doua metodă de obținere a poliuretanilor constă în producerea de grupări funcționale pe suprafața acestora.

Han și colaboratorii săi au studiat modificările de suprafața a poliuretanilor prin grefare cu polietilenoxid si/sau imobilizarea heparinei. Rămâne totuși o limită: restricția cuplării prin imobilizarea heparinei. Pentru a rezolva acest inconvenient cercetările [1013] au sugerat introducerea de acid poliacrilic și polietilenimină pe poliuretani ceea ce duce la o creștere a situsurilor de imobilizare.

Kang și colaboratorii săi [104] au prezentat suprafața poliuretanilor tratată chimic prin descărcări de plasmă oxigen urmată de grefarea acriloil benztriazolului.

Un alt mod de a îmbunătăți capacitatea poliuretanilor de a imobiliza heparina constă în grefarea de legături poli(amidoaminice) pe suprafață. Compatibilitatea cu sângele și rezistența la atacul biologic poate fi îmbunătățită prin adăugarea unei catități mici de poli(dimetilsiloxan) [105].

Au fost realizate cercetări pentru a sintetiza o suprafață artificială care să interacționeze simplu cu sângele. Două direcții au fost urmate: prima folosește suprafețe netede netrombogene, iar cealaltă utilizează polimeri cu suprafața rugoasă care să determine depozitarea unui strat biologic compatibil – pseudointima. Pentru suprafețe netede se utilizează gelatina reticulată cu glutaraldehida. Această suprafața este compatibilă cu sângele, este hidrofilă, este durabilă și împiedică adeziunea plachetelor. Pentru a realiza suprafețe rugoase capabile să formeze pseudointime, se atașează fibre de poliester pe suprafețele poliuretanice. Când materialul intră în contact cu sângele, proteinele din plasmă se adsorb pe fibrilele de poliester, atrăgând plachetele care aderă și se acumuleaza în aria interstițială. Fibrinele se atașează pe plachete și intrețin atât celulele albe cât și pe cele roșii. După ce fibrilele sunt acoperite, fibrinoblastele sintetizează colagen. Suprafața colagenului, în timp înlocuiește fibrina, producând un strat de pseudointimă [106].

Prin tratearea unui tub de mici dimensiuni de poliuretan cu un gaz cum ar fi monomerul de teflon, un alt polimer fluorocarbonic (diferit de Teflon), ca polietilentereftaletul de exemplu, poate fi depozitat pe suprafață. Compoziția, textura compliantă materialului sintetic poate fi modificată după dorință [107].

Alte două materiale sunt folosite pentru a acoperi suprafețele polimerice: poliacrilonitrilul și carbonul izotropic. Poliacrilonitilul se fixează prin polimerizare în plasmă. Un avantaj al procesului îl reprezintă posibilitatea acoperirii suprafeței circulare a tubului. Rezulatate mai bune se obțin folosind carbonul izotropic care prezintă o compatibilitate foarte bună în contact cu sângele. El este depus sub formă de carbon pirolitic în amestec fluidizant cu hidrocarbon [108].

O altă metodă de a îmbunătăți hemocompatibilitatea materialelor polimerice consta în imobilizarea fotochimică a unui polimer cu biocompatibilitatea înaltă (polivinilpirolidona) cu suprafața biopolimerului.

Rembaum și colaboratorii săi au realizat poliuretani și elastomeri poliuretanici cu grupări cuaternare de amoniu, heparinizabili. Triizocianatul formează un poliuretan reticulat prin interacțiunea cu dimetilamino – etanol și dihalogenuri de alchil. Poliuretanul imersat într-o soluție 2% de heparina în apă – tetrahidrofuran dobândește termorezistență. Poliuretanii cationici cu grupări poliamidoaminice adsorb selectiv heparină din sânge și lichide biologice datorită conținutului în funcțiuni aminice și tertiale, formând complecși care nu modifică proteinele plasmatice sau componentele corpusculare ale sângelui. Acești polimeri au dezavantajul că au o rezistență mecanică redusă. Pentru ameliorarea proprietăților mecanice, s-au sintetizat copolimeri care conțin un bloc central poliamidic și două blocuri marginale polistirenice. Prezența grupelor aminice terțiale asigură posibilitatea heparinizării copolimerilor. Sinteza decurge în două etape: prepararea poliamidoaminei cu grupări terminale vinilice și traterea acesteia cu stiren, în prezența unor inițiatori radicalici [41].

Studiile legate de aplicarea tratamentelor superficiale pentru protezele vasculare, în vederea realizării unor suprafețe de contact tromborezistente, au avut ca scop legarea covalentă sau ionică a heparinei (anticoagulant) fie singură [109] fie în relație cu alte biomolecule [110] sau prin intermediul unor spaceri [111]. Strategiile alternative care implică modificarea suprafeței prin adeziunea proteinelor, au inclus legarea covalentă a trombomodulinei și a factorilor de creștere la albumină legată nespecific de suprafața [112]. Alte studii s-au axat pe modificarea compoziției suprafeței biomaterialului fie prin creșterea caracterului hidrofob al materialului care se realizează prin încorporarea de poli(etilenoxid) fie prin crearea unei suprafețe încărcate ionic. Fiecare din aceste metodologii au avut succese limitate în tentativa de a realiza o suprafață complet tromborezistentă. Câteva din problemele legate de modificările suprafeței sunt:

trombina nu este direct inhibată astfel încât rămân constant pe suprafața biomaterialului cantități de fibrinogen care determină adeziunea plachetară;

biomaterialele acoperite cu heparina pot fi afectate de heparinizare, fapt care se reflectă în timpul scurt de utilizare al biomaterialului;

compușii legați nespecific de suprafață sunt deosebiți ca urmare a tesiunilor de forfecare existente, expunând astfel suprafețele trombogene ale materialelor;

eliberarea rapidă a compușilor legați nespecific poate avea un efect sistemic nedorit;

polimeri cu suprafețe încărcate electric pot fi pasivați la proteinele sangvine astfel încât efectele antitrombogene sunt diminuate.

Hirudina recombinată (rHir) poate fi utilizată ca înlocuitor al heparinei deoarece este cel mai puternic inhibitor specific al trombinei.

Trombina este o enzimă implicată în cascada enzimatică a coagulării sângelui principalul sau rol fiind constituit de eclivarea fibrinogenului în fibrină. Trombina are efect mitogen asupra celulelor musculare netede, efect chemotactic asupra monocitelor și neutrofilelor, determină agregarea limfocitelor [113]. Hirudina recombinată este sintetizată din hirulină extrasă din lipitori. Este capabilă să inhibe proprietățile enzimatice, chemotactice, și mitogene ale trombinei. Studiile au pus în evidență faptul că hirudina recombinată își păstrează activitatea antitrombinică în condiții în care este legată covalent de diferite biomolecule, inclusiv de albumina serică bovina utilizată la acoperirea suprafețelor biomaterialalor. Alte avantaje ale hirudinei recombinate în comparație cu herapina sunt:

rHir inhiba direct trombină în timp ce heparina necesită transportul de antitrombină III înainte de a realiza inhibarea trombinei;

heparina marește adeziunea plachetară;

rHir inhibă atât domeniul proteolitic cât și pe cel de legare a fibrinei de la nivelul trombinei;

activitatea heparinei este reglată de heparitinazele plachetare.

Deoarece vasele de sânge sunt acoperite în condiții fiziologice cu un monostrat de celule endoteliale, care constituie o suprafața de contact netrombogen cu sângele, s-a considerat că acoperirea suprafeței protezei vasculare cu celule endoteliale va fi de natură să combine tromborezistența endoteliului cu proprietățile implantului. Protezele vasculare aflate în uz sunt alcătuite din materiale hidrofobe care nu permit creșterea celulelor endoteliale fără realizarea unei acoperiri prealabile cu proteine de adeziune (cum ar fi fibronectina, vitronectina sau colagenul ) sau fără realizarea unor modificări ale suprafeței (cum ar fi imobilizarea proteinelor de adeziune celulară sau tratamentele cu plasmă). Sunt investigate mai multe substanțe hibride (fibronectina și avidin – biotina, albumina – heparina, poli(pirol) – heparina) în vederea realizării de modficări ale suprafeței protezei vasculare astfel încât aceasta să permită adeziunea și creșterea celulelor endoteliale [114].

Endoteliul îndeplinește un rol important în reglarea balantei hidrostatice fiind implicată și în reacții inflamatorii și imune prin fenomenul de adeziune leucocitară și migrarea lor transluminal consecutivă spre situl inflamației. Recrutarea celulelor circulante este mediată prin expresia și ordonarea moleculelor de adeziune și citokinelor la suprafața celuelor endoteliale vasculare. La aceste fenomene participă patru clase de molecule de adeziune: selectinele, integrinele, reprezentanti și imunoglobulinelor și caderinele.

VI.2. Protezele din poliuretani

Celulele endoteliale asigură formare unei suprafețe antitrombogene prin producerea de substanțe antitrombogene cum ar fi: prostaciclina (PGI2), activatorul tisular al plasminogenului(t-PA) [115] și trombomodulina [116]. Acoperirea suprafeței interne a unei proteze vasculare sintetice cu un strat de celule endoteliale reprezintă o tehnică promițătoare. Astfel au fost prezentate rezultatele mai multor cercetări care au avut ca obiectiv realizarea unei proteze vasculare hibride utilizând material sub formă de tuburi utlilizate clinic, precum poli(tetrafluoretilena) expandată (ePTFE) [117] și poli(etilentereftalatul) (PET) [118].

În cadrul dezvoltării unei proteze vasculare hibride, un parametru important, este gradul adeziunii celulelor endoteliale la suprafața substratului. Pentru obținerea de biomateriale biocompatibile și pentru îmbunătățirea adeziunii celulare au fost efectuate mai multe studii. Tehnicile utilizate au inclus: implantare ionică [119], iradierea UV [120] și modificările chimice [121].

Poliuretanii segmentați prezintă o valoare a complianței comparabilă cu cea a arterelor, sunt biocompatibili și antitrombogeni. Celulele endoteliale nu sunt capabile să prolifereze sau să adere puternic la suprafețele poliuretanilor segmentați. Pentru a realiza o proteză vasculară hibridă folosind un tub din poliuretani segmentați este necesar îmbunătățirea proprietăților de suprafață astfel încat celulele să fie capabile să prolifereze.

Pentru realizarea unei astfel de proteze s-au utilizat poliuretani segmentați Pellethane 2363 – 80AE [122]. Poliuretanii segmentați au fost dizolvați într-un amestec alcătuit din volume egale de tetrahidrofuran și dimetilformaldehidă la o concentrație de 7g /ml. Pentru a obține tuburi poroase din poliuretani segmentați s-au realizat soluții poliuretanice cu concentrații diferite de NaCl. Tuburile au fost realizate prin imersare în soluție a unei baghete de sticlă cu diametrul de 2 sau 8 mm. Bagheta a fost apoi imersată rapid în apă distilată și uscată cu aer. Procedurile de acoperire și de uscare au fost repetate pentru a obține grosimea dorită a peretilor tubului. După uscare tuburile obținute au fost imersate în apă distilată pentru a se realiza extracția sării. La final grosimea pereților tuburilor uscate de poliuretani segmentați a fost de 200 – 250 μm.

Tratametul cu plasma a suprafețelor poliuretanilor segmentați astfel obtinuți a fost efectuat utilizând un aparat care este alcătuit din doi electrozi dispuși opus unul față de celălalt într-o incintă vidată. Între cei doi electrozi a fost aplicată o tensiune de 700V. Suprafața internă poroasă a tuburilor din poliuretani segmentați a fost tratată cu plasmă generată între cei doi electrozi [122].

Pentru a realiza acoperirea cu celule endoteliale a suprafețelor interne poroase, tratate cu plasmă, ale poliuretanilor segmentați au fost utilizate celule endoteliale din aorta bovină izolată din aorta descendentă. Acoperirea tuburilor poliuretanice cu celule endoteliale a fost efectuată la 370C și într-o atmosfera ce conține 5% CO2.

Numărarea celulelor endoteliale din aorta bovină proliferate la nivelul suprafeței interne a tuburilor a fost realizată folosind suprafețe plane de poliuretani segmentați tăiate din tuburile poroase. Celulele au fost numărate după ce au fost desprinse de pe suprafața prin utilizarea unor soluții de tripsină (0.25%) cu un conținut de EDTA de 0.01%.

Pentru a observa celulele endoteliale proliferate la nivelul suprafeței interne a tuburilor porose din poliuretani segmentați, celulele au fost spălate cu o soluție buffer fosfat și fixate cu aldehida glutarică 2.5% timp de 60 de min la 4 0C.

Numărul de celule endoteliale din aorta bovină proliferate pe suprafețele plane ale poliuretanilor segmentați este reprezentat în următorul tabel:

Tuburile polimerice au fost obținute utilizând soluții de poliuretani segmentați cu concentrații diferite de NaCl. Celulele de la nucleul suprafețelor poliuretanilor segmentați tratate cu plasmă au fost aproape confluente după un interval de șase zile și nu s-au înregistrat diferențe majore legate de numărul acestora între poliuretanii segmentați poros folosind concentrații de NaCl mai mici de zece grame /100ml și suprafața poliuretanilor segmentați neporoase. În cazul utilizării unor concentrații de NaCl de 20g/100ml numărul celulelor a prezentat o scădere semnificativă.

În cazul suprafețelor preparate din soluții de polimeri poliuretanici segmentați care conțineau NaCl în concentrație mai mare de 20g/100ml celulele au prezentat o aderență slabă la substrat.

Un alt mod de a realiza modificări de suprafața ale polimerilor în vederea îmbunătățirii biocompatibilitii este utilizarea de poli(N – vinilpirolidon)(poli(NVP)) [123]. Poli(NVP) este un biomaterial cunoscut ca având un grad ridicat al biocompatibilității. Acest polimer este utilizat în numeroase aplicații cosmetice, la realizarea de produse medicale și faramceutice precum și la realizarea de straturi superficiale în cazul cateterelor. Acoperirea suprafețelor poliuretanice cu poli(NVP) ar putea furniza o suprafață complet hidratată fără ca acest lucru să afecteze considerabil proprietățile fizico – mecanice ale biomaterialelor.

În acest sens s-au realizat acoperiri cu poli (NVP) utilizând reacții fotochimice. Compușii de acest tip prezintă două situsuri cu reactivități chimice complet diferită. La un capăt molecula prezintă o grupare reactivă metacrilat. Această reactivitate este utilizată în cazul reacțiilor de copolimerizare în care NVP – ul se află în exces (NVP: compus = 95:5). La celălalt capăt moleculele de acest tip prezintă o grupare aril azidă cu reactivitate fotochimică. Când sunt iradiate cu lumină UV, grupările aril azidă se trasformă în intermediari electrofili foarte reactivi care pot reacționa cu suprafețele poliuretanice[123].

VI.3. Concluzii

Pentru optimizarea suprafeței biomaterial – sânge au fost testate mai multe tipuri de acoperiri în încercarea de a obține biomateriale polimerice parțial inerte. Poli(etilenoxidul) a fost utilizat ca material de acoperire pentru că posedă capacitatea de a preveni adsorbția proteinelor. Au fost dezvoltate proceduri de acoperire a suprafeței luminale a protezelor vasculare cu un strat confluent de celule endoteliale. Materialul polimeric funcționează precum o matrice pentru creșterea celulară, furnizând în același timp proprietățile fizico – mecanice dorite (rezistența, complianța, caracteristici de sutură).

Bibliografie

[1]. Campbell M.A., “Biology”, the Benjamin/Cummings Publishing Company Inc., Redwood City, 1990;

[2]. Chady T., Das G.S., Wilson R.F., Rao G.H.R., “Use of plasma glow for surface engineering biomolecules to enhance bloodcompatibility of Dacron and PTFE vascular prosthesis”, Vol.21, Elsevier, 2000, 699;

[3]. Canver C.C., “Conduit options incoronary artery bypass surgery”, Chest 1995, Vol. 108, 1150 – 5;

[4]. Barner H.B., “Arterial grafting: techniques and conduits”, Ann. Thorac. Surg., Vol. 66 (Suppl. 5), Elsevier, 1998;

[5]. Bhan A., gupta V., Choudhary s.k. et al., “Radial artery in CABG: could the early results be comparable to internal mammary artery graft?”, Ann. Thorac. Surg., Vol. 67, Elsevier, 1999, 1631 –6;

[6]. Korb H., Borowski A., Esbati A., Schlesinger U., Dhein S., “Cryopreservation of veins as an alternative to autografts in coronary by – pass grafting”, J. Cardiovasc. Surgery, 1994, Torino, 35;

[7]. Laub G.W., Muralidharan S., Clancy R., McGrath L.B., “Criopreserved allograft veins as an alternative coronary artery bypass conduits: early phase results”, Ann. Thorac. Surgery, Vol. 54, Elsevier, 1992, 826;

[8]. Seal B.L. et al, “Polymeric biomaterials for tissue and organ regeneration”, Materials Science and Engineering RSU, Elsevier, 2001;

[9]. Pugsley M.K., Tabrizchi R., “The vascular system. An overviwe of structure and function”, Jurnal of Pharmacological and Toxicological Research, Vol. 44, Elsevier, 2003, 333 – 340;

[10]. Borysenko M., Beringer T., “Functional histology”, Little Brown and Company, 1984, 195 – 208;

[11]. Hirschi K.K., D’Amore P.A., “Pericytes in the microvasculature”, Cardiovascular Research, Vol. 32, 1996, 687 – 698;

[]. Mayno G., Palade G.E., “studies on inflamation: the site of action of histamine and serotonin along the vascular tree: a topographic study”, Jurnal of Biophysical and Biochemical Cytology, Vol.II, 1961, 607 – 621;

[12]. Taylor A.E., Moore T., Khimenko P., “Microcirculatory exchange of fluid and protein and development of the third space”, în reperfusion injuries and clinical capillary leak syndrome coordonat de Zikria B.A. et al., fubura Publishing, 1994, 59 – 92;

[13]. Taylor A.E., Gragner D.N., “Exchange of macromolecules across the microcirculation” în Microcirculation. Handbook of physiology coordonată de Renkin E.M., Michel C.C., American Physiological Society, 1985, 4662 – 481;

[14]. Manzi S. et al., “Vascular imaging: change the face of cariovascular research”, Lupus, vol. 9, 2000, 176 – 182;

[15]. Mayno G. et al., “Endothelial contractation induced by histamine type mediators”, Journal of Cell Biology, Vol. 42, 1939, 647 – 672;

[16]. Lefer D.J., “Pharmacology selection inhibitors in ischemia reperusion states”, Annual Review of Pharmacology and toxicology, Vol. 40, 2000, 283 – 294;

[17]. DeFouw D.O., Meyenhofer M.F., Rizzo V.J., Henry C.B.S., “Ultrastructural aspects of capillarity barrier functions after injury”, Reperfusion injuries and clinical cpillarity leak syndrome de Zikria B.A. et al.,Fubura Publishing, 1994, 3 – 29;

[18]. Aplin A.E. et al., “Signal transduction and signal modulation by cell adhesion receptors: the role integrins, immunoglobulin cell adhesion molecules and selectins”, Pharmacology Review, Vol. 50 (2), 1998, 199 – 263;

[19]. Pugsley M.K., Walker M.J.A., “Methods for evaluating cardiac function”, în The handbook of immunopharmacology: Immunopharmacology of the heart, coord de Curtis M.J., Academic Press, 1993, 7 – 28;

[20]. Angus J.A., “Human vascular receptors in disease: pharmacodinamic analyses in isolated tissue”, Handbook of Experimental Pharmacology, Vol. 48, 2000, 15 – 50;

[21]. Van Leeuwen et al., “One-self method for endothelial cell isolation from large human blood vessels using fibrin glue”, Laboratory investigation, Vol. 80 (6), 2000, 987 – 989;

[22]. Hewet P.W., Murray J.C., “Human microvessel endothelial cells: isolation, culture and characterization”, In vitro cellular & Development Biology; Animal, 29A (11), 1993, 823 – 830;

[23]. Seal B.L. et al., “Polymeric biomaterials for tissue and organ regeneration”, Materila Science and Engineering R34, Elsevier, 2001;

[24]. La Van D.A., Lynn D.M., Langer R. et al., “Controled growth factor release from syntetic extracelular matrices”, Nature, 2000, 408:993 – 1000;

[25]. Lee K.Y., Peters M.C., anderson K.W. et al., “Controled growth factor release from synthetic extracelular matrices”, Nature, 2000, 408: 993 – 1000;

[26]. Richardson T.P., Peters M.C., Eemmett A.B. etal., “Polymeric system for dual growth factor delivery”, Nat. Biotechnol., 2001, 19:1029 – 34;

[27]. Mann B.K., West J.L., “Tissue engineering in the cardiovascular system: progress toward a tissue engineered heart”, Anat. Rec., 2001, 263:367 – 71;

[28]. Atkins R., Serton M.V., “Tissue engineering – heart”, New Surg., 2001, 11:26 – 32;

[29]. Black j. – Biological Performace of materials. Fundaments of biocompatibility, 2 d ed, M. Decker, NY, 1992;

[30]. M. Colt, Bucevschi M.D. – “Valorificarea neconvențională a pieilor”, Ed. Gh. Asachi – Iasi, 1999;

[31]. Biggs R., Macfarlane R., “Human Blood Coagulation and its Disorders”, Oxford, 1962;

[32]. Soldoni G., Mercogliono R., “The International Journal of Artificial Organs”, 14(5) 295 – 1991;

[33]. Hansons S.R., “Device thrombosis and thromboembolism. Cardiovascular pathol”, 1993, 2(Suppl.): 157S – 65S;

[34]. Kiichi Tachemoto, Y. Ianichi, R.M. Ottonbrite, “Synthesis, Functionals Monomers and Polymers – Procedures”

[35]. Miyazaki Y., Nomura S., Miyake T., Kagawa H., kitada K., Taniguchi H., Komiyama Y., Fujimura Y., Ikeda Y., Fukuhara S., “High shear stress can initiante both platelet aggregation and shedding of procoagulant containing microparticles”. Blood 1996; 88; 3456 – 64;

[36]. Hagerstrand H., Bobrowska – Hagerstrand M., Lillsunde I., Isomaa B., “Vesiculation induced by amphiphiles and ionofore A23187 in porcine platelets; a transmission electron microscopic study”, Chem. Biol. Intl. 1996; 101: 115 – 26;

[37]. Mac Kenzi A.P. “Trasplant Proc” 1976;

[38]. Wiedmer T., Shattil , Cunningham M., Sims Pj, “Role of calcium and calpain in complement – induced vesiculation of the platelet plasma membrane and in exposure of the platelet factor Va receptor”, Biochemistry 1990: 29: 623 – 32;

[39]. Biggs R., Macfarlone R., “human blood coagulation and its disorders”, Oxford 1962;

[40]. Packman MA, “Role of platelets in thrombosis and hemostasis”, can J. Physiol Pharmacol 1994; 72:278 – 84;

[41]. Simionescu Gh., “Polimeri biocompatibili și biologic activi”, Edit. Academiei R.S.R., București 1986;

[42]. Li ST., Archibald SJ., Krorup C., “Biotechnology and Polimers”, Plerum Press – IVY 1991;

[43]. Greister H.P., “New Biological and Synthetic Vascular Prothessis”, Tex, London, Austin, 1991;

[44]. Hakim RM., “Clinical sequelae of complement activation in hemodialysis.”, Clin Nephro; 1986.

[45]. Jansen T., Wallin R.F., “A practical guide to ISO 10993 – 12: Sample preparation and Reference Materials”, Medical Device & Diagnostic Industry Magazine, MDL Media, 1998;

[46]. Buchanan J.M., Upman P.J., Wallin R.F., “A practical guide to ISO 10993 – 4: Hemocompatibility”, Medical Device & Diagnostic Industry Magazine, MDL Media, 1998;

[47]. Johnson G.M., Upman P.J., Wallin R.F., “A practical guide to ISO 10993 – 3: Genotoxicity”, Medical Device & Diagnostic Industry Magazine, MDL Media, 1998;

[48]. Anca Zbranca, Tatiana Țăranu, Cristina Preda, “Dermatologie Generală și Estetică”, Ed. “Gr. T. Popa” – Iasi, 2003, 22 – 23, 48 – 49;

[49]. Wallin R.F., Upman P.J., “A practical Guide to ISO 10993 – 11: Systemic Effects”, Medical Device & Diagnostic Industry Magazine, MDL Media, 1998;

[50]. Howard G.T., “Biodegradation of polyurethane a review”, International Biodeterioration & Biodegradation, Vol. 49, Elsevier, 2002, 245 – 252;

[51]. Ulrich H., “Polyurethane” în Modern Plastics Encyclopedia, Vol. 60, McGraw – Hill, 1983, 149 – 152;

[52]. Bayer O., “Polyurethanes”, Modern Plastics, Vol. 24, 1947, 149 – 152;

[53]. Saunders J.H., Frisch K.C., “Polyurethanes: Chemistry and Technology”, Part II: Technology, Interscience Publishers, 1964;

[54]. Urbanski J. et al., “Handbook of Analisys of Synthetic Polymers and Plastics”, Ellis Horwood Limited, 1997;

[55]. Fried J.R., “Polymer Science and Technology”, Prentice-Hall, Englewood Cliffs, 1995;

[56]. Dombrow B.A., “Polyurethanes”, Reinhold Publishing Corporation, 1957;

[57].Kaplan A.M. et al., “Microbial deterioration of polyurethanes systems”, Developments in Industrial Microbiology, 1968, 362 – 371;

[58]. Scifalian A.M., “In vivo biostability of poly(carbonate – urea) urethane graft”, Biomaterials, Elsevier, 2003, 1 –9;

[59]. Lelah M.D. et al., “Polyurethanes in medicine”, CRC Press, 1986;

[60]. Vermette P. et al., “Commercial polyurethanes: the potential influence of auxiliary chemicals on biodegradation process”, J. Biomater. Sci. Polym., Ed. 1999, 10:729 – 49;

[61]. Griesser H.J., “degradation of polyurethanes in biomedical aplications. A review”, Polym. Degrad. Stabil., 1995, 33:329 – 54;

[62]. Pinchuk L., “Polyurethane degradation effects on mechanical properties and carimogenicity”, în Problems in general surgery: biomaterial, editor Klitzman B., Lipincott J.B., 1994. 179 – 91;

[63]. Edwards A. et al., “In vivo and in vitro biodurability of a compliant microporous vascular graft”, J. Biomed. Appl., 1998, 12:23 – 45;

[64]. Tai N.R. et al., “In vivo feromopoliteal arterial wall compliance in subjects with and without lower limb vascular disease”, J. Vasc> Surg>, 1999, 30: 936 – 45;

[65]. Tai N.R. et al., “Compliance properties of conduits in vascular reconstruction”, Br. J. Surg., 2000, 87:1480 – 8;

[66]. Kanavel G.A. et al., “Fungus resistance of millable urethanes”, Rubber World 154, 1996, 80 – 86;

[]. Santere J.P. et al., “Biodegradation evaluation of polyether and polyester – urethanes with oxidative and hidrolitic enzymes”, J. Biomed. Mat. Res., 28, 1994, 1187 – 1199;

[67]. Santere J.P., Labrow R.S., “The effect of a hard segment size on hydrolytic stability of polyether – urea – urethanes when exposed to cholesterol esterase”, J. Biomed. Mat. Research 36 , 1997, 223 – 232;

[68]. Huang S.J., Roby M.S., “Biodegradable polymers poly(amide – urethanes)”, J. of Bioactive Compatible PolymersI, 1986, 61 – 71;

[69]. Tang Y.W., Sauterre J.P., Labrow R.R. et al., “Application of macromolecular additives to reduce the hydrolyte degradation of polyurethanes by lysosomal enzymes”, Biomaterials, 18, Elsevier, 1997, 37 – 45;

[70]. Baumgartner J.N., Yang C.Z., Cooper S.L., “Phisical property analysis and bacterial adhesion on a series of phosphonated polyurethanes”, Biomaterials 18, Elsevier, 1997, 831 – 837;

[71]. Phua S.K. et al., “Biodegradation of a polyurethane in vivo”, J.Biomed. Mater. Res., 1987, 21:231 – 46;

[72]. Marchaut R.E. et al., “Degradation of a poly(eter – urethane – urea) elastomer: infra-red and XPS studies”, Polymer, Vol. 24, Elsevier, 1987, 2032 – 2039;

[73]. Labrow M.L. et al., “Elastase – induced hydrolysis of synthetic solid substrates: poly(ester – urea – urethane) and poly(ether – urea – urethane)”, Biomaterials 17, Elssvier, 1996, 2381 – 2388;

[74]. Evans D.M., Levishon I., “Biodeterioration of polyester – based polyurethane”, International Biodeterioration Bulletin, Vol. 4, 1968, 89 – 92;

[75]. Hole L.G., “Artificial leathers”, Reports on the Progress of Applied Chemistry, Vol. 57, 1972, 181 – 206;

[76]. Filip Z., “Decomposition of polyurethane in a garbage: landfill leakage water and by soil microorganism”, European Journal of Applied Microbiology biotechnology, Vol. 5, 1978, 225 – 231;

[77]. Griffin G.J.L., “Synthetic polymers and environment”, Pure and Applied Chemistry 52, 1980, 389 – 407;

[78]. Darby R.T., Kaplan A.M., “Fungal susceptibility of polyurethanes”, Applied Microbiology 16, 1968, 900 – 905;

[79]. Ossefort Z.T., Testroet F.B., “Hydrolytic stability of urethane elastomers”, Rubber Chemistry and technology 39, 1966, 1308 – 1327;

[80]. Crabbe et al., “Biodegradation of a coloidal ester – based polyurethane by soil fungi”, Interantional Biodeterioration & Biodegradation 33, Elsevier, 1994, 103 – 113;

[81]. Walles D.S., Sagar B.R., “Mechanistic aspect of polyurethane biodeterioration” în Biodeterioration, Smith D.R. et al., (Ed.), ediția a 7-a, Elsevier, Applied Science, 1988, 351 – 358;

[82]. Akutsu Y. et al., “Purification and propreties of a polyester polyurethane – degrading enzyme from Comamonas acidovorans TB – 35”, Appplied Environmental Microbiology 43, 1998, 62 – 67;

[83]. Vega R. et al., “Cloming and expresion in Escherichia Coli of polyurethane – degrading enzyme from Pseudomonas fluorescens”, International biodeterioration & Biodegradation 43, 1999, 49 – 55;

[84]. Wilson G.J. et al., “The composite Corethane/Dacron vascular prothesis”, ASAIO Trans, 1991, 37;

[85]. Nakagawa Y. et al., “Complication in blood access for hemodialysis”m Artif. Organs, Vol. 18, Blackwell Science, 1994, 283 – 288;

[86]. Tiwari A. et al., “New protheses for use in bypass grafts with a special emphasis on polyurethanes”, Coardiovascular Surgery, Elsevier, Vol. 10, 2002, 3: 191 – 197;

[87]. Bos G.W. et al., “small-diameter vascular grafts prothesis: current status”, Arch. Phys. Biochem., 1998, 106: 100 – 115;

[88]. Okoshi T. et al., “ In vivo evaluation of porous versus skinned polyurethane – polydimethylsiloxane small diameter vascular grafts”, ASAIO Trans 3, 1991;

[89]. Okoshi T. et al., “Very small dimaeter polyurethane vascular prothesis with rapid endothelialisation for coronary artery bypass grafting”, J. Thorac. Cardiovasc.Surg., 1993, 791 – 795;

[90]. Okoshi T. et al., “Penetrating macropores increase patency and achieve endothelialisation in small diameter polymer skin coated vascular grafts”, ASAIO., 1996;

[91]. Salvatore J.E., “Experimental study of the influence of pore size of implanted polyurethane sponges upon subsequent tissue formation”, Surg. Gin.Obstet., 1961, 463;

[92]. Taylor D.F. et al., “Porous methylmetacrilate as an implant material”, J. Biomed.Mater.Rese., 1972, 467 – 479;

[93]. Bisno A.L., Waldvogel F.A., “Infections associated with indweeling medical devices” în Infections Associated with indweeling Medical Devices, 1994;

[94]. Vroman L., Adams A.I., “Adsorbtion of proteins out of plasma and solution in narrow spaces”, J. Colliod Interface Sci., 1986, 391 – 402;

[95]. Falkenbach D. et al., “Exposure of Plasma Proteins on Dacron and ePTFE Vascular Grafts Material in a Perfusion Model”, eur.J.Vasc.Endovasc.Surg., 2000, 468 – 475;

[96]. Saltzman D.L., “Inflamation and Neovascularisation Associated with Clinically used Vascular Prosthetic Materials”, Cardiovasc. Pathol., Vol. 8, 1999, 63 – 71;

[97]. Klemm D. et al., “Bacterial synthesized cellulose – artificial boold vessels for microsurgery”, Prog. Polym. Sci., Vol. 26, Elsevier, 2001, 1561 – 1603;

[99]. Gilbert GE., Sims PJ., Furie B., Furie BC., Shattil Sj., “platelet – derived microparticles express high affinity receptors for factor VIII”, J. Biol. Chem. 1992;

[100]. Dachary – Prigent J., Freyssinet J-M., Pasquet J-M., Carron J-C., Nurden A-T “Anexin V as a probe of aminophosholipid exposure and platelet membrane vesiculation: a flow cytometry study showing a role for free sulfhydryl groups”, Blood, 1993; 81: 2554 – 65;

[101]. Wiedmer T., Shattil., Cunningham M., Sims P.J., “Role of Calcium and calpain in complement – induced vesiculation of the platelet plasma membrane and in exposure of the platelet factor Va receptor”, Biochemistry, 1990; 29: 623 – 32;

[102]. Swords N.A., Trancy P.B., Mann K.G., “Intact platelet membranes, not platelet released microvesicles, support the procoagulant activity of adherent platelets”, Arter Thromb 1993; 13: 1614 – 22;

[103]. Greeley WJ, Ungerleider Rm, “Assesing the effect of cardiopulmonary bypass on the brain”, Ann thorac Surg, 1991; 52: 417 – 9;

[104]. Inn Kyu Kang, Kwan HK, Mac Lee Y., “preparation and surface characterisation of function group grafted and heparin immobilized”, Biomaterials 17 (1996): 841 – 47;

[105]. Severian Dumitriu, Marcel Popa, Maria Dumitriu, “Polymeric materials as enzyme and druf carriers, Part IV” 1995;

[106]. Kirklin JK., “The postperfusion syndrome: inflammation and the damaging effects of the cardiopulmonary bypass”, In: Tinker JH editor, Cardiopulmonary bypass: curent concepts and controversies. Philadelphia: W.B. Saunders, 1989: 131 – 47;

[107]. Sims PJ, Wiedmer T., “The response of the human platelets to activate components of the complement System”, Immunol. Today, 1991; 12: 338 – 42;

[108]. Courtney JM, Lamba NM., Sundaram S., Forbes CD., “biomaterials for blood – contacting applications”, Biomaterials 1994; 15: 737 – 44;

[109]. Barbucci R., Magerani A., “Conformation of human plasma proteins at polymer surfaces: the effectiveness of surface heparinization”, Biomaterials, Elsevier, 1994, 955 – 962;

[110]. Van der Lei B. et al., “The thrombogenic characteristics of small-caliber polyurethane vascular prothesis after heparin bonding”, Trans. Am. Soc. Artif. Intern. Organs, 1985, 107 – 118;

[111]. Ma X. et al., “Heparin binding on poly(L-lysine) immobilized surface”, J. Coll. Interface Science, 1991, 251 – 261;

[112]. Zheng J., “Cell crowth on immobilized cell – growth factor”, Biomaterials, Elsevier, 1994, 963 – 968;

[113]. Phaneuf M.D. et al., “Covalent linkage of recombinant hirudin to poly(ethylene terephtalate) (Dacron): creation of a novel antithrombin surface”, Biomaterials, Vol. 18, Elsevier, 1997, 755 – 765;

[114]. Pu F.R. et al., “Effects on plasma treated PET and PTFE on expresion of adhesion molecules by human endothelial cells in vitro”, biomaterials, Vol. 23, Elsevier, 2002, 2411 – 2428;

[115]. Loskutoff D.J., Edington T.S.Proc.Natl., Acad. Sci. USA 74, 1977, 3903;

[116]. Esmon E.M. et al., J. Biol. Chem., 27, 1982, 859;

[117]. Budd J.S. et al., Br.J.Surg. 78, 1991, 878;

[118]. Schmidt S.P. et al., J. Vasc.Surg., 1,1984, 434;

[119]. Buchanan R.A. et al., J, Biomed. Mater. Res., 24, 1990, 309;

[120]. Masuda T. et al., Int.J.Artif.Organs., 14, 1990, 193;

[121]. Grimel F. et al., J. Biomed. Mater. Res., 15, 1981,363;

[122]. Kaibara M. et al., Colliods and Surfaces B: Biointerfaces, 19, 2000,209 – 217;

[123]. Wetzels G.M.R., Koole L.H., Biomaterials, 20, 1999, 1879 – 1887;