Prof. D r. Abil. C împean Anișoara Absolvent Nițescu Ioana 2017 UNIVERSITATEA DIN BUCUREȘTI FACULTATEA DE BIOLOGIE IMPLICAȚIILE MACROFAGELOR ÎN… [618004]

UNIVERSITATEA DIN BUCUREȘTI
FACULTATEA DE BIOLOGIE

LUCRARE DE LICENȚĂ

Coordonator științific
Prof. D r. Abil. C împean Anișoara
Absolvent: [anonimizat]

2017

UNIVERSITATEA DIN BUCUREȘTI
FACULTATEA DE BIOLOGIE

IMPLICAȚIILE MACROFAGELOR ÎN
RĂSPUNSUL INFLAMATOR LA
BIOMATERIALE IMPLANTABILE

Coordonator științific
Prof. D r. Abil. C împean Anișoara
Absolvent: [anonimizat] 2017

1
CUPRINS:

Listă de abrevieri ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ….. 2
Listă de figuri: ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………. 4
Introducere ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………. 6
CAPITOLUL 1 – Aspecte privind biocompatibilitatea biomaterialelor ………………………….. ………………… 7
1.1.Mecanismul biocompatibilității ………………………….. ………………………….. ………………………….. …….. 7
1.2. Biomateriale în contextul biocompatibilității ………………………….. ………………………….. ……………. 11
1.2.1. Biomateriale de substituție osoasă ………………………….. ………………………….. ……………………….. 11
1.2.1.1. Polimeri ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. …. 12
1.2.1.2 Ceramice ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. … 13
1.2.1.3. Metale ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. …… 14
1.3. Influen ța biomaterialelor asupra fenomenului de biocompatibilitate ………………………….. ………. 15
CAPITOLUL II – Răspunsul inflamator la biomateriale implantabile ………………………….. ………………….. 17
2.1. Adsorbția proteinelor și formarea matricei provizorii ………………………….. ………………………….. … 17
2.2 Inflamația acută și inflamația cronică ………………………….. ………………………….. ……………………….. 19
2.3. Formarea țesutului de granulație ………………………….. ………………………….. ………………………….. .. 22
2.4. Dezvoltarea capsulei fibroase ………………………….. ………………………….. ………………………….. …….. 23
2.5. Reacția la corp străin (FBR) ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………… 26
CAPITOLUL III – Macrofagele – Implicarea în răspunsul inflamator la biomateriale …………………………. 32
3.1. Originea macrofagelor ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………. 32
3.2. Polarizarea și plasticitatea macrofagelor ………………………….. ………………………….. ………………….. 35
3.2.1. Polarizarea macrofagelor ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………… 35
3.1.2. Plasticitatea macrofagelor ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………. 38
3.3. Mediatorii inflamatori eliberați ca răspuns la implantarea biomaterialelor ………………………….. . 40
CAPITOLUL IV – Strategii de modulare a răspunsului inflamator la biomateriale ………………………….. .. 44
Concluzii ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………. 52
BIBLIOGRAFIE: ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……. 53

2
Listă de abrevieri

Arg-1- arginina -1
BV- vas de sânge
C3b- fragment proteic înrudit complementului C3 activat
cAMP – adenozin monofosfat ciclic
DAMP – Damage -associated molecular patterns
EMP – precursori eritromieloizi
FB- fibroblaste
FBGC – Foreign Body Gigant Cell
FBGCs – celule gigant
HSC – celule stem hematopoietic e definitive
IFN-c – interferon c
IgG- imunoglobulina G
IL- interleukină
IL-10- interleukina 10
IL-12- interleukina 12
IL-13- interleukina 13
IL-23- interleukina 23
IL-4 -interleukina 4
IL-6 -interleukina 6
IL-8- interleukina 8
INF-γ- interferon γ
iNOS – sinteza inductibilă a oxidului nitric
IRF- interferon reglatory factor
LPS- lipopolizaharide
MC- monocite
MCP – proteina chemoatractantă a monocitelor
MIP- proteina inflamatorie a macrofagelor
MΦ- macrophage differentiate
OCP – octocalciu fosfat
PAMPs – pathogen associeted molecular paterns

3
PEG – polietilen glicol
PGDF – factor de creștere derivat din trombocite
PVA – polivinil alcool
q-PCR – reacție de polimerizare în lanț
TGF – factor de creștere transformant
TGF -β- Transforming Growh Fac tor β- factor de creștere transformator
Th1- limfocite T helper de tip 1
Th2- limfocite T helper de tip 2
TNF -α- factor de necroză tumoral α
TNT – naotuburi de dioxid de titanium
VEGF – factor de creștere vascular endotelial
β-TCP- fosfat tricalcic de tip β

4
Listă de figuri:

Figura 1.0 – Evenimentele care au loc în răspunsul la corp străin la nivelul unui material
implantat. BV-vas de sânge; MC -monocite; MΦ – macrofage diferențiate; FBGC – foreign body
giant cell; FB -fibroblaste (Adaptat după Bridges și Garcia, 2008).

Figura 2.0 – Modul de interacțiune al suprafeței implantului cu hidrogeluri bazate pe
PEG (Adaptat după Bridges și Garcia, 2008).

Figura 3.0 – Etapele ce au loc în urma implantării unui biomaterial (Adaptat după
Anderson,2009 ).

Figura 4.0 – Secvența de evenimente implicate în răspunsul de vindecare a leziunii cu
sau fără un biomaterial permanent la locul implantului (Adaptat după Cimpean și colab., 2013 ).

Figura 5.0 – Succesiunea evenimentelor ce conduc la apariț ia de celule gigant multi –
nucleate (Adaptat după Anderson, 2008 ).

Figura 6.0 – (a) Infiltrate inflamatorii acute și cronice; (b,c) FBGC care înconjoară copul
străin; (d) țesut fibros și FBGC (Adaptat după Sheikh și colab., 2015 ).

Figura 7.0 – Imagini de m icroscopie electronică a unei suprafețe de Elasthane 80Ǻ
Polyurethane in vivo care arată progresia reacției la corp strain . Succesiunea evenimentelor de
pe suprafața poliuretanului include: (A) adeziunea monocitelor în ziua 0; (B) dezvoltarea
monocitelor către macrofage în ziua 3; (C) fuziunea macrofagelor în curs de desfașurare în ziua
7; (D) FBGC în ziua 14 (Adaptat după Anderson și colab., 2008 ).

Figura 8.0 – Originea macrofagelor din țesuturile rezidente (Adaptat după Lavin și
colab., 2015 ).

Figura 9.0- Polarizarea macrofagelor de la fenotipul M1 pro -inflamator la M2 anti –
inflamator (Adaptat după Das si colab., 2015 ).

Figura 10 – Plasticitatea macrofagelor în repararea țesuturilor (Adaptat după Das și
colab., 2015). PGDF – factor de creștere derivat din trombocite; TGF – factor de creștere
transformant; TNF – factor de necroză tumoral; VEGF – factor de creștere vascular endotelial.

5

Figura 11 – Prezentarea generală a răspunsului imun la biomateriale (Adaptat după
Vishwakarma și colab., 2016).

Figura 12 – Reprezentarea schematică a diverselor strategii ce pot fi utilizate în
imunomodularea din jurul implanturilor și structurilor de inginerie tisulară (Adaptat după
Vishwakarma și colab., 2016).

Figura 13 – Reacțiile adverse ale macrofagelor la materiale implantabile și diverse
strategii de imunomodulare (Adaptat după Kzyshkowsha și colab., 2015 ).

Figura 14 – Exemple de comportament al macrofagelor pe diferite suprafețe. Suprafețele
polimerice au fost tratate cu plasmă sau gravate chimic (condițiile de gravare sunt notate în
parte de sus a imaginii). Fenomenele fizice ale suprafeței tratate au avut efecte semnificative
asupra morfologiei macrofagelor, în special în raport cu numărul de filopodii ș i nivelul de
răspândire al celulei (Adaptat după Demanik și colab., 2014 ).

6
Introducere

Datorită faptului că numărul persoanelor care apelează la intervenții chirurgicale prin
introducere de implanuri a crescut semnificativ în ultime le decenii, noile strategii de modulare
a răspunsului inflamator la biomateriale studiază modalitățile prin care ar putea fi evitate
anumite evenimente, care de cele mai multe ori sunt de nedorit și afectează în mod negativ
starea de sănătate a pacientului .
Biocompatibilitatea biomaterialelor este un aspect foarte important ce trebuie urmărit în
momentul în care optam pentru o astfel de intervenție. S -a demonstrat că există numeroase
biomateriale ce au capacitatea de a se integra cu succes în diferite tip uri de țesuturi, printre
acestea enumerându -se polimeri, ceramice sau sticlă, cât și anumite substanțe obținute din
combinații ale acestora. Orice material implantat determină un proces defensiv, însă
biomaterialele moderne sunt foarte bine acceptate de că tre țesutul în care urmează să fie
implantat. Răspunsul inflamator la biomateriale cuprinde mai multe procese, printre care:
adsorbția proteinelor și formarea matricei provizorii, inflamația acută, inflamația cronică,
formarea țesutului de granulație, dez voltarea capsulei fibroase și reacția la corp străin.
Vindecarea rănii implică de asemenea o serie de procese distincte care se suprapun peste
procesele biologice.
Imediat după implantare au loc o serie de evenimente la nivel celular. Macrofagele sunt
considerate mediatorii cheie ai inflamației asociat implantării de biomateriale datorită
distribuției lor și motilității. Acestea generează o multitudine de produse biologic active. Ele
joacă rolul central în inflamație și în răspunsul regenerativ asociat biomaterialelor implantate.
Macrofagele activate în mod alternativ secretă mediatori anti -inflamatori ce promovează
repararea și regenerarea tisulară și reglează răspunul imun al multor boli inflamatorii prin
numeroase căi de semnalizare.
Dezvoltarea unor strategii și soluții de miminizare a efectelor nedorite în utilizarea
biomaterialelor reprezintă o provocare importantă în domeniul biomedical. Odată cu utilizarea
unei varietăți de biomateriale în industria tisulară, un aspect important este definirea exa ctă a
interacției biomaterial – gazdă pentru a modula biologia celulelor imune și a depăși provocările
apărute în medicina regenerativă.
În acest context, obiectivele acestei teze sunt de a prezenta principalele tipuri de
biomateriale implantabile și aspect ele legate de biocompatibilitatea lor insistându -se pe etapele
răspunsului inflamator, celulele cheie implicate și strategii de modulare a acestuia.

7
CAPITOLUL 1 – Aspecte privind biocompatibilitatea
biomaterialelor

1.1.Mecanismul biocompatibilității

Termenul de biocompatibilitate se referă la capacitatea unui biomaterial de a îndeplini
o funcție specifică pentru a fi utilizat într -o aplicație medicală fără a dezvolta efecte nedorite
locale sau sistemice la pacient și care generează cele mai adecvate r ăspunsuri celulare sau
tisulare ce asigură succesul clinic al unui dispozitiv medical (Williams, 2008). Potențialul de
biocompatibiliate al unui material de testat se poate determina prin simple metode in vitro .
Pentru ca un material să fie considerat adecvat din punctul de vedere al biocompatibilității,
cultura de celule pe care se realizează studiile de biocompatibilitate trebuie să rămână viabilă.
În schimb, dacă celulele din cultură sunt afectate sau mor, a cel material este considerat a fi ne –
biocompatibil. Biocompatibiltatea nu este rezultatul unui singur eveniment sau fenomen.
Aceasta se referă la o multitudine de procese cu implicații diferite, dar cu mecanisme
independente de reacție între material și țe sutul gazdă. Capacitatea unui material de a îndeplini
o funcție se numește biocompatibiltate. Abilitatea îndeplinirii unei funcții și continuarea
îndeplinirii acestei funcții nu depinde doar de interacția cu țesutul, ci și de mecanismele
intrinseci și prop rietățiile fizice ale materialului. O definiție a biocompatibilității se referă la
standardele necesare răspunsului gazdă, dar și la capacitatea unui material de a efectua un
răspuns specific în țesutul gazdă într -o aplicație specifică (Doherty, 2009 ).
Biocompatibilitatea trebuie întotdeauna descrisă având în vedere situația în care
urmează să fie utilizat un biomaterial sau dispozitiv medical. Nu este absolut necesar să existe
un răspuns. Acesta poate fi un răspuns minim sau poate fi într -adevăr agresiv. Nu putem descrie
un material ca fiind biocompatibil, fără ca acesta sa aibă anumite caracteristici specifice.
Biocompatibilitatea nu este o proprietate intrinsecă a unui material. Majoritatea testelor in vitro
utilizate în evaluarea biocompatibiltății se r eferă la citotoxicitate. Cu toate acestea, lipsa de
toxicitate nu poate fi echivalată cu biocompatibilitatea. Testele făcute pe culturi celulare nu
reflectă în totalitate biocompatibilitatea unui material sau dispozitiv medical. O evaluare
corectă a dispo zitivelor medicale este în general bazată pe testele in vivo , care evaluează
toxicitatea acută și cronică, inflamația, iritația și sensibilitatea, cancerigenitatea și
mutagenitatea, răspunsul alergic, și hemocompatibilitatea. Nu este posibil să se evalueze toți

8
acești factori utilizând metode in vitro. Pe de altă parte, modelele de testare au devenit mult mai
stabile și permit evaluarea in vitro a toxicității acute, genotoxicității, hemocompatibilității, dar
și a morții celulelor prin necroză și apoptoză ( Doherty ,2009 ).
Introducerea și dezvoltatea testării in vitro a ridicat multe probleme în ceea ce privește
reproductibilitatea. Pentru a stabili noi testări in vitro sunt necesare trei etape importante:
dezvoltarea, validarea și acceptarea. În prezent, exis tă puține teste care sunt validate in vitro în
mod adecvat ( Doherty, 2009 ).
Există un standard care recunoaște utilizarea pe scară largă a testelor de citotoxicitate in
vitro și definește un sistem de testare care va permite utilizatorului să identifice pr ocedurile de
testare cele mai indicate. Aceste teste implică incubarea celulelor de mamifer cultivate pe
dispozitivul medical sau pe o parte a acestui dispozitiv. Vor fi furnizate informații cu privire la
pregătirea adecvată a probelor ce urmează a fi test ate în mod direct și unele detalii cu privire la
mijloacele cele mai adecvate de producere a anumitor părți ale dispozitivului pentru testarea
indirectă. Acest standard oferă detalii cu privire la modul în care citotoxicitatea poate fi
determinată în mod c orespunzător. Evaluarea cuprinde următorii pași: (1) evaluarea celulelor
vătămate prin mijloace morfologice, (2) măsurători ale celulelor vătămate, (3) măsurători ale
creșterii celulare, (4) măsurarea aspectelor specifice metabolismului celular ( Doherty, 2 009).
Dispozitivele medicale și biomaterialele implantate sunt utilizate clinic într -o varietate
de aplicații, iar această performanță este esențială pentru starea de sănanate a unui pacient.
Procedurile chirurgicale ce produc leziuni microvasculare, precu m și țesutul care înconjoară
dispozitivul implantat, inițiază un răspuns inflamator localizat nespecific. Cu toate că inflamația
recrutează celule native pentru remodelarea și regenerarea țesutului deteriorat, stimulii
persistenți și inflamatori interferă semnificativ cu funcția de implant și de multe ori duce la
defectarea dispozitivului implantat. Răspunsurile adverse ale gazdei la dispozitivele
biomedicale implantate includ răspunsurile trombogenetice asupra grefelor vasculare (Gorbet
și Sefton, 2004), fibroza țesutului din jurul protezelor mamare (Destouet și colab., 1992),
osteoliza și slăbirea protezelor (Ambrose și Clanton, 2001) și degradarea biosenzorilor
funcționali (Wisniewski și colab., 2000). În figura de mai jos sunt reprezentate evenimentele
care au loc în răspunsul la corp străin la nivelul unui material implantat. Neutrofilele și
monocitele recrutate din vascularizație vor adera la stratul de proteine adsorbite la suprafața
implanatului (fazele 1 -3). Macrofagele diferențiate se activează, sec retând o varietate de
mediatori inflamatori și adesea fuzionează în celule gigant multinucleate (fazele 4 -6),
fibroblastele se infiltează în situs și generează o capsulă fibroasă în jurul implantului (faza 7)
(Bridges și Garcia, 2008).

9

Figura 1.0 – Evenimentele care au loc în răspunsul la corp străin la nivelul unui material implantat. BV-
vas de sânge; MC -monocite; MΦ – macrofage diferențiate; FBGC – foreign body giant cell; FB –
fibroblaste. (Adaptat după Bridges și Garcia, 2008).

Imediat după implantare, proteinele și alte biomolecule prezente în plasma sangvină și
în fluidele biologice sunt adsorbite rapid pe suprafața biomaterialului. Adsorbția biomoleculelor
este un proces dinamic ce implică concurența, rearanjamentul și deplasarea speciilor adsorbite.
Chimia materialului (realizat din biopolimer) determină adesea biomolecule hidratat e, care vor
elibera parțial molecule care leagă apa, ceea ce conduce la modificări structurale reversibile și
ireversibile. Acest proces are loc mult mai rapid decât recrutarea de celule la locul implantului.
Compoziția și configurația acestui mediu compl ex de proteine dictează răspunsurile celulare
ulterioare. În multe cazuri leucocitele mediază interacțiuni între biomateriale, dar și reacții
inflamatorii în lanț (Bridges și Garcia, 2008).
Macrofagele sunt considerate mediatorii cheie ai inflamației asoci at implantării de
biomateriale datorită distribuției lor și motilității. Acestea generează o multitudine de produse
biologic active. Ele joacă rolul central în inflamație și în răspunsul regenerativ asociat
biomaterialelor implantate. Stimulii inflamatori persistenți duc la vindecarea insuficientă a
țesutului de la interfața cu dispozitivul. Semnul distinctiv al răspunsului cronic este fuziunea
monocitelor din care vor rezulta macrofage, iar ulterior celule gigant multinucleate. Este un
proces complex ce im plică o multitudine de molecule. Celulele gigant multi -nucleate sunt
implicate în biodegradarea implantururilor polimerice prin oxidare și degradare enzimatică. În
plus, fibroblastele recrutate la locul implantului generează o capsulă fibroasă colagenică î n jurul
implantului (Bridges și Garcia, 2008).
Răspunsurile celulare și tisulare pot afecta performanțele dispozitivului in vivo . În cazul
în care introducem biosenzori, de exemplu senzori pentru glucoză, răspunsul celular mediat în

10
inflamație și formare a capsulei fibroase au un impact negativ în performața senzorului. Printre
efectele negative putem aminti: fluctuații în sensibiliatea biosenzorului , scăderea timpului de
răspuns și degradarea biomaterialului (Bridges și Garcia, 2008).
Gravitatea și amp loarea răspunsului biologic la un biomaterial implantat influențează
integrarea cu succes în țesutul înconjurător, precum și performanța dispozitivului implantat.
Stadiile inițiale ale reacției la corp străin sunt influențate în mare parte de amploarea lez iuni și
tehnica chirurgicală folosită, precum și de țesutul în care urmează să se realizeze implantul,
forma implantului și dimensiunea acestuia, proprietățile fizice și chimice ale materialului, dar
și starea generală de sănătate a pacienetului. Stadiile inițiale ale reacției la corp străin implică
adsorbția proteinelor și a biomoleculelor și ulterior adeziunea leucocitară pe suprafața
biomaterialului, eveniment numit biofouling . În general se consideră că reducerea procesului
de biofouling poate ameliora răspunsurile inflamatorii, cum ar fii activarea leucocitară și fibroza
țesutului. Au fost analizate mai multe strategii în vederea atingerii acestui obiectiv, inclusiv
preadsorbția proteinelor pe suprafața biomaterialului. Aceste strategii de pasivare sunt atractive,
deoarece sunt relativ simplu de realizat (Bridges și Garcia, 2008).
Anumite abordări implică depunerea de celule pe suprafața dispozitivului înainte de
implantare și oferă o modalitate de vindecare a leziunii prin stimularea t ransportului în masă și
reducerea răspunsului fibrotic la interferența țesut -implant. Cu toate acestea, există probleme la
nivelul celulelor de aprovizionare, celulelor donatoare și în stabiliatea pe termen lung.
Acoperirile polimerice în strat subțire ofe ră o modalitate substanțială pentru a reduce reacțiile
inflamatorii acute. Cerințele privind materialele și dispozitivele implantate variază considerabil
în funcție de aplicarea in vivo și de locul de implantare. În mod particular, suprafața polimerilor
nonfouling pentru biosenzori implantabili trebuie să fie în conformitate cu următoarele cerințe:
– să nu fie utilizate materiale toxice
– prevenirea eficientă in vivo a fenomenului de biofouling
– standardele necesare grosimii și permeabilității unei substan țe să fie adecvate
– stabiliatea chimică, fizică și electrică să fie rezistentă la depunerile de suprafață (Bridges și
Garcia, 2008).
Au fost realizate numeroase studii în vederea înțelegerii mecanismelor privind adsorbția
proteinelor și au fost identifi cate anumite grupuri chimice ce opun rezistență la adsorbția
proteinelor. Polietelen glicolul (PEG) s -a dovedit a fi cea mai funcțională proteină de rezistență.
Această proteină va rămâne ulterior strandard de comparație. Densitatea, lungimea și
conformați a lanțurilor de PEG influențează puternic rezistența la adsorbția proteinelor
(Unsworth și colab.,2005). Mecanismul de rezistență la adsorbția proteninelor prin suprafețe de

11
PEG implică capacitatea lanțului polimeric de a reține apa interfacială, dar și re zistența lanțului
polimeric la compresiune datorită tendinței sale de a rămâne în conformația extinsă coil. Există
și alți polimeri hidrofili care prezintă, de asemenea, rezistență la adsorbția proteinelor:
polimetilmetacrilat 2 -hidroximetil (Wang și colab ., 2008), izopropil acrilamidă (Nolan și
colab., 2005) și poliacrilamida. În plus, manitolul, oligomaltoza și grupurile de taurină prezintă
fragmente ce previn adsorbția proteinelor (Bridges și Garcia, 2008).
În figura de mai jos este reprezentată supraf ața stratului pasiv anti -inflamator a
biomaterialelor polimerice. Acoperirile polimerice hidrofile, cum ar fii hidrogelurile bazate pe
PEG, rețin moleculele de apă interfaciale, făcându -le extrem de rezistente la adsorbția
proteinelor (Bridges și Garcia, 2 008).

Figura 2.0 – Modul de interacțiune al suprafeței implantului cu hidrogeluri bazate pe PEG (Adaptat după
Bridges și Garcia, 2008).

1.2. Biomateriale în contextul biocompatibilității

1.2.1. Biomateriale de substituție osoasă

Biomaterialele, atât cele realizate din metal sau polimeri, ceramică sau sticlă, cât și cele
realizate din combinații ale acestor materiale, în momentul în care sunt plasate în interiorul
corpului uman nu sunt respinse. Respingerea se referă la un răspuns imunologic advers, s imilar
cu ceea ce se întâmplă la pacienții cu organe transplantate respinse. Când sunt plasate pe țesuturi
umane, fie pe sau sub piele sunt mai bine tolerate și pot fi acceptate de corp. În aceste
circumstanțe, dacă implantul este capabil să își realizeze funcția pentru perioada de timp
necesară regenerării tisulare, aceasta poate fi expresia biocompatibiltății ( Doherty, 2009 ).
Fiecare material implantat, nu contează cât este de biocompatibil, stimulează un răspuns
tisular în corp. Acest răspuns poate avea sau nu implicații severe ce pun viața pacientului în

12
pericol. Modul în care organismul uman răspunde la leziuni este diferit în funcție de natura
materialului implantat. Un material poate fi ales pentru implantare dacă este stabil sau de natură
non-reactivă. Cu toate acestea, prezența sa va perturba în mod fundamental formarerea de țesut
conjunctiv, modificând rețeaua de noi cap ilare sanguine și poate stimula dezvoltarea activitații
fagocitice ceea ce duce la continuarea inflamației ( Doherty, 2009 ).
Materialele de substituție osoasă înlocuiesc tot mai mult folosirea de autogrefe și pot fi
împărțite în trei clase majore: polimeri, ceramici și materiale naturale. Acum ele sunt folosite
singure sau în combinații numite compozite. Fără a ține cont de compoziția lor, în momentul în
care sunt implantate în oase, pot suferi procese de dilatare (creeping), cu toate că viteza și rata
proce sului poate varia în funcție de compoziție ( Franz și colab., 2011 ).

1.2.1.1. Polimeri

Polimerii reprezintă o clasă largă de biomateriale folosite în aplicații, atât în țesuturile
ușoare, cât și în cele dure. Acestea pot fi hidrofobe (precum siliciul, pol ipropilenă, polietilenă
și polimetilmetacrilat) sau hidrofile (precum PEG). Unele sunt degradabile, altele rămân în corp
aproape neschimbate. Ele pot fi amorfe sau semicristaline, iar suprafața lor poate fi modificată
chimic sau biochimic.
Polimetilmetacr ilatul este cel mai important polimer în ortopedie, este un material care
substituie permanent oasele și este frecvent utilizat în îmbunătățirea ancorării dispozitivelor
pentru fracturi și proteze. Este utilizat și în vertebroplastie, în cazurile severe de fracturi
vertebrale cauzate de osteoporoză sau neoplasme. Acest material este utilizat în aceste aplicații
datorită proprietățiilor sale autentice de remodelare. Țesuturile necrozate pot fi cauzate prin
producția de energie termică mai mare de 80 °C în ti mpul vindecării și producerea unui
monomer toxic (Nuss și Rechenberg, 2008).
Polimerii naturali, cum ar fii mătasea, celuloza, colagenul, proteoglicani,
glicozaminoglicani și elastina sunt destul de asemănători cu substanțele naturale, ceea ce face
ca organismul să le recunoască ușor și să le degradeze prin mecanisme fiziologice. P e de altă
parte, acești polimeri naturali sunt imunogeni. Modul de prelucrare tehnologic elaborat evită
posibilele reacții tisulare (Nuss și Rechenberg, 2008).
Polimerii sintetici sunt utiliza ți pe scară largă în dispozitivele medicale moderne și în
implan turi, datorită proprietăților de versatilitate și prelucrabiliate. Acești polimeri sunt
proiectați pentru aplicații specifice datorită proprietăților fizice și chimice. Cu toate acestea,
implantarea materialelor în organismul gazdă determină un răspuns inf lamator puternic care

13
limitează în mod semnificativ integrarea și performanța biologică a dispozitivelor (Bridges și
Garcia, 2008).

1.2.1.2 Ceramice

Ceramicele aparțin unei mari familii de materiale anorganice/nemetalice cu o gama
largă de caracteristi ci ce depind de metoda utilizată pentru obținerea lor. Fosfatul de calciu
reprezintă un grup de materiale ale cărui proprietăți depind de proporția fosfatului de calciu și
modificările de cristalinitate și porozitate. Aceste biomateriale sunt biocompatibil e,
osseoconductive și degradabile prin dizolvarea extracelulară a ortofosfatului de calciu. În
funcție de natura materialului, timpul lor de degradare poate dura chiar și ani de zile. Blocurile
ceramice de fosfat de calciu sunt foarte fragile, sensibile la fracturi și de aceea au o utilizare
limitată în situsurile portante de greutăți. Mai mult de atât, structura prestabilită poate face
dificilă adaptarea la nivel local în situsurile defectelor tisulare. Dacă este folosit în bloc, forma
acestuia nu este cor espunzătoare cu defectul osului original, iar dacă este folosită sub formă de
granule acesta nu se menține la locul de implantare. Cimentul de fosfat de calciu nu prezintă
problemele menționate anterior, deoarce acesta poate fi injectat sub forma de pastă la nivelul
osului defect, ceea ce face ca adaptarea la nivel local să fie ușoară. Acesta poate fi injectat prin
țesut fără să fie nevoie de incizie. Se întărește fără a fi nevoie de creșterea temperaturii. Există
peste 100 de variante diferite de ortofosfa t de calciu sub formă de ciment, care poate fi împarțit
în patru clase: dihidrat fosfat dicalcic, fosfat de calciu și magneziu, octocalciu fosfat (OCP) și
ciment de apatită nestoechiometric (Nuss și Rechenberg, 2008).
Hidroxiapatita are o compoziție chimică similară cu fracțiunea minerală a oaselor și se
atașeaz ă aproape de țesuturile dure. Aceasta este capabilă să umple golurile dintre os și implant
de până la 2 mm și stimulează creșterea osului, chiar și a osului osteoporotic. Hidroxiapatita ce
înlocuiește osul este considerată neresorbabilă. În orice caz, acest lucru este parțial adevărat
deoarece anumiți derivați ai hidroxiapatitei se pot degrada in vivo , deși mult mai lent în raport
cu β-TCP (fosfat tricalcic de tip β – tricalcium phosphate) (Nuss și Rechenberg, 2008).
Implanturile acoperite cu hidroxiapatită se integrează bine la nivel osos, iar procesul de
vindecare este eficient. Această caracteristică, numită osteofilie, oferă un bun substrat pentru
osteoblaste. Utilizarea hidroxiapatitei ca su bstrat în implanturi a devenit foarte comună. Cu
toate acestea, unii autori au arătat faptul că hidroxiapatita poate duce la osteoliză atunci când
este expusă la măduva osoasă și la țesuturile moi. Debriurile de uzură a hidroxiapatitei se
consideră a fi pr incipala cauză a eșecului implantului deoarece fagocitoza lor stimulează

14
eliberarea de citokine. Ulterior, acești produși sunt responsabili pentru inflamație, osteoliză
locală și anomalii în cursul procesului de remodelare osoasă (Nuss și Rechenberg, 2008) .

1.2.1.3. Metale

Nanotuburile de dioxid de titanium (TNT) sunt recunoscute ca fiind materiale
promițătoare pentru implanturi datorită proprietățiilor excelente pe care le au. Acest lucru
scoate în evidență conceptul de sistem de eliberare a medicament elor bazat pe TNT,
considerând biocompatibilitatea lor remarcabilă într -o serie de studii atât in vivo cât și in vitro .
Având în vedere siguranța implanturilor TNT în organismul gazdă, studiile de
biocompatibilitate prezintă o importanță semnificativă pentru aplicarea clinică a implanturilor
TNT. Eficiența implanturilor TNT în terapia medicală a fost demonstrată în numer oase
aplicații inclusiv în stomatologie, ca implanturi ortopedice, stenturi cardiovasculare și multe
altele (Wang și colab., 2016).
A fost confirmat faptul că implanturile TNT prezintă un potențial semnificativ în
terapiile clinice. Randamentul acestui t ip de implant poate fi controlat prin reglarea modului de
eliberare a medicamentului, dar și prin eliberarea de medicamente diferite în diverse locuri.
Aceste abordări urmăresc optimizarea dozei de medicament, rata de eliberare și timpul necesar
pentru o g amă largă de terapii specifice. În acest scop, mai multe tipuri de terapii (magnetice,
electromagnetice, ultrasonice) au fost utilizate ca și declanșatoare pentru eliberarea
medicamentelor din TNT. Aceste strategii externe de stimulare sunt considerate pro mitătoare
în implanurile care eliberează medicamente. În ceea ce privește biocompatibilitatea TNT -urilor
au fost relizate numeroase studii, atât pe celule, cât și pe modele animale in vivo . A fost
demonstrat faptul că acestea prezintă o biocompatibilitate superioară (Wang și colab., 2016).
Livrarea de medicamente de la nanotuburi este dependentă de procesul de difuzie în
momentul în care TNT -urile sunt implantate în organismul gazdă cu mediu fiziologic. Acest
proces de difuzie este influențat de numeroși fa ctori, printre care: dimensiunea moleculară a
medicamentelor, sarcină, rata de dizolvare și coeficientul de difuzie, dimensiunea
nanotuburilor, chimia suprafeței, interacțiunea interfacială a moleculelor de medicament și
suprafața TNT. În funcție de acest e condiții s -au obținut diferite moduri de eliberare a
medicamentelor și au fost implementate diferite strategii în sistemele ce au la baza TNT, pentru
a asigura eliberarea controlată a medicamentului pentru o gamă largă de terapii clinice.
Sistemele de el iberare a medicamentelor bazate pe TNT trebuie să fie proiectate cu capacități

15
flexibile de eliberare a medicamentelor și parametrii optimizați pentru a îndeplini cerințele
diferitelor tipuri de terapii (Wang și colab., 2016).

1.3. Influența biomaterialel or asupra fenomenului de biocompatibilitate

Interfața între suprafața implantului și țesut este cea mai importantă relație pentru
biocompatibilitatea in vivo, în special pentru implanturile metalice, dar și alte biomateriale a
căror suprafață influențează natura și magnitudinea reacției la corp străin. Biocompatibilitatea
unui implant și iritarea în jurul țesutului depind de anumiți parametrii cum ar fi: caracte rul
hidrofob/hidrofil, higroscopicitate, sarcina suprafeței, polaritate și altele. În acest context se
pare că atributele fizice contează mai mult decât compoziția chimică a implantului. De exemplu,
suprafața hidrofilă a hidrogelurilor are o cantitate mică de energie liberă pentru a interacționa
cu fluidele corpului. Acest lucru are ca rezultat tendința scăzută a proteinelor și a celulelor de a
adera și de a crește pe astfel de suprafețe (Nuss și Rechenberg, 2008).
Într-un studiu realizat de Eriksson și col aboratorii (2004), în care s -a comparat răspunsul
de vindecare în cazul suprafețelor hidrofile și hidrofobe ale implanturilor s -a demonstrat că
diferența de adeziune la substrat a celulelor viabile poate fi observată doar la început. O anumită
rugozitate a implantului previne mișcarea excesivă a acestuia și prin urmare rezultă un strat de
țesut moale, comparativ cu suprafața lustruită a implanturilor din oțel inoxidabil. Pe de altă
parte, extinderea suprafeței rezultată poate crește riscul de coroziune. Cel ulele nu aderă direct
la suprafața sintetică a materialelor implantate, ci la proteinele matricei extracelulare. S -a
demonstrat faptul că implanturile care au fost acoperite cu fosforilcolină au redus adsorbția
proteinelor și în consecință răspunsul inflam ator a fost mai scăzut și grosimea capsulei fibroase
a avut dimensiuni mai mici (Nuss și Rechenberg, 2008).
Unii autori au arătat că eșecurile implanturilor se realizează în special în cazul
dispozitivelor metalice, deoarece membrana interfacială este plin ă de debriuri de uzură ale
implantului. Caracteristicile fizice ale acestor particule joacă un rol important în reacția
inflamatorie. Pentru a evita formarea excesivă a particulelor, biostabilitatea mecanică este
deosebit de importantă în implanturile care vor rămâne pentru mult timp în organism (Nuss și
Rechenberg, 2008).
Materialele ce sunt compuse din elemente ce sunt localizate în tabelul periodic în
apropierea calciului și carbonului sunt mai biocompatibile, deoarece organismul este compus
în mare part e din apă și aceste elemente. Dacă implanturile eliberează medicamente, situația

16
inițială se poate schimba din nou și biocompatibilitatea dispozitivelor este afectată de compuși
bioactivi care se eliberează în jurul țesutului (Nuss și Rechenberg, 2008).
O modalitate de a optimiza biocompatibilitatea ar putea fi acoperirea suprafeței cu un
film biocompatibil. Însă cea mai bună biocompatibilitate poate fi atinsă în momentul în care
țesutul poate crește în porii materialului implantat. Pori mai mici de 50 μm n u permit
macrofagelor să curățe bacteriile, prin urmare, dimensiunea porilor trebuie să fie mai mare de
60 μm pentru a evita infecțiile bacteriene (Nuss și Rechenberg, 2008).
Majoritatea polimerilor sintetici sunt degradați prin hidroliză, în timp ce major itatea
biopolimerilor, cum ar fii colagenul, sunt degradați prin atac enzimatic. Un material degradabil
optim trebuie să fie degradat și resorbit cu aceiași rată cu care țesutul nou format crește la locul
implantului și îl înlocuiește cu os natural. Polil actidele, de exemplu, se degradează încet prin
hidroliza, iar unele reziduuri rezultate prin acest proces se pot găsi în regiunea implantului mai
mult de 2 ani. După mai multe studii efectuate, s -a demonstrat că un implant osos trebuie să se
degradeze în d ecursul a 12 săptămâni de la implantare (Nuss și Rechenberg, 2008).
Orice material implantat determină un proces defensiv, însă biomaterialele moderne
sunt foarte bine acceptate de către țesutul în care urmează să fie implantat. Pe de altă parte însă,
produșii lor de degradare pot induce o reacție inflamatorie severă. Schimbările proprietăților
biomecanice și morfologice datorită degradării, pot intensifica reacția la corp străin.
Acumularea macrofagelor este un fenomen general asociat degradării biomateria lului (Nuss și
Rechenberg, 2008).
Biocompatibilitatea depinde și de structura suprafeței dispozitivului medical și, de
asemenea, de țesutul în care este implantat. În funcție de dispozitivul medical implantat în
diferite tipuri de țesuturi se va provoca o reacție diferită. Într -un articol, Williams (1985) a
declarat că ar trebui luate în considerare circumstanțele unice referitoare la cazurile individulale
în momentul în care se definește termenul de biocompatibilitate (Nuss și Rechenberg, 2008).
Prezența macrofagelor și celulelor gigant străine – FBGC (foreign body giant cells)
induc dezvoltarea unui țestut de granulație ca un răspuns normal. Pentru materialele degradabile
acțiunea acestor celule este absolut necesară deoarece în urma unui astfel de implan t,
dezvoltarea unei capsule fibroase groase în jurul dispozitivului ar produce consecințe negative.
În cazul materialelor permanente, macrofagele și FBGC sunt responsabile pentru îndepărtarea
resturilor de uzură, iar în cel mai bun caz acestea pot fi îndep ărtate complet. Cu toate acestea,
un material care rămâne stabil și nemodificat în țesutul înconjurător și o cantiate mică de
particule de uzură, nu vor induce o reacție la corp străin și, în consecință, nu va conduce în final
la eșecul implantului (Nuss și Rechenberg, 2008).

17
CAPITOLUL II – Răspunsul inflamator la biomateriale
implantabile

2.1. Adsorbția proteinelor și formarea matricei provizorii

În câteva nanosecunde la de la primul contact cu țesutul, proteinele din sânge și fluidele
interstițiale se adsorb la suprafața biomaterialului. Acest strat de proteine determină activarea
cascadei de coagulare, sistemului complement, trombocitelor și celulelor imune și ghidează
interacțiunea lor, care determină formarea unei matrice pr ovizorii tranzitorie și inițierea
răspunsului inflamator ( Franz și colab., 2011 ).
Imediat după ce leziunea s -a produs, apar anumite schimbări la nivelul fluxului,
calibrului și permeabilității vasculare. Fluidele, proteinele și celulele sângelui pleacă d e la
nivelul sistemului vascular și ajung la nivelul țesutului rănit printr -un proces numit exudație.
Ca urmare a modificărilor de la nivelul sistemului vascular, care includ modificări ale sângelui
și ale componentelor acestuia, apar evenimente celulare ș i răspunsul inflamator. Efectele
produse de leziune sau de biomaterial in situ pe plasmă sau pe celule pot produce factori chimici
care vor media răspunsurile inflamatorii celulare sau vasculare. Mediatorii chimici sunt rapid
inactivați sau distruși, suger ând acțiunea predominant locală a acestora. Proteazele lizozomale
și radicalii liberi ai oxigenului produc cele mai mari daune sau răni. Acești mediatori chimici
sunt importanți în degradarea biomaterialelor (Anderson, 2001).
Tipul predominant de celule im plicate în răspunsul inflamator variază. În general,
neutrofilele predomină în primele zile după ce leziunea s -a produs, iar apoi sunt înlocuite de
monocite. Există trei factori care se iau în considerare în turnover -ul acestor celule: (a)
neutrofilele au timp de viață scurt, se dezintegrează și dispar după 24 -48 de ore, emigrarea
neutrofilelor fiind de scurtă durată deoarce factorii chimici ce declanșează migrarea
neutrofilelor sunt activați devreme în răspunsul inflamator; (b) după emigrarea de la sistem ul
vascular, monocitele se vor diferenția în macrofage, durata de viață a acestor celule fiind mare;
(c) emigrarea monocitelor poate continua de la câteva zile până la câteva săptămâni în funcție
de tipul de leziune și biomaterialul implantat (Anderson, 20 01).
Interacția dintre receptorii de adeziune de pe suprafața celulelor inflamatorii și
proteinele adsorbite reprezintă sistemul major de recunoaștere celulară pentru materiale
sintetice implantate și dispozitivele medicale. Adsorbția proteinelor (albumină , complement,
fibronectină, fibrinogen, vitronectină) poate modula interacția celulelor inflamatorii și

18
adeziunea acestora. Proteinele adsorbite se pot desorbi rapid, ceea ce duce la variații dependente
de timp în ceea ce privește tipul și nivelul proteine lor pe care celulele le pot întâlni pe suprafața
materialului in vivo .
Complementul este un grup de proteine serice care acționează în eliminarea patogenilor
prin intermediul unei serii de reacții enzimatice. În funcție de biomaterialul implantat, activare a
complementului a fost asociată cu efecte secundare adverse ca răspuns la dispozitivul implantat.
În ceea ce privește suprafața biomaterialului, complementul și leucocitele sunt implicate în
tromboza asociată biomaterialului, mai frecvent identificați fii nd factorii coagulării și
trombocitele (Puelo și Bizios, 2009).
Sistemele de coagulare extrinsec și intrinsec sunt activate de factorul de coagulare FXII
și de factorul tisular. Sistemul intrinsic este activat la contactul dintre FXII cu suprafețe
încărcate negativ ce determina o serie de reacții proteice în cascadă ce vor duce la activarea și
eliberarea trombinei (Franz S. și colab., 2011 ).
În primul rând, fibrinogenul și fragmentele sistemului complement mediază
interacțiunea leucocite -biomaterial și ulterior reacțiile inflamatorii (Wilson și colab., 2005). În
urma adsorbției pe suprafața biomaterialului, moleculele de fibrinogen suferă o modificare
conformațională și expune două domenii de legare pentru integrine capabile să activeze celulele
fagocitice și ulterior răspunsul inflamator (Hu și colab., 2001). Activarea cascadei complement
generează o cantitate mare de anafilotoxine C3a și C5a la situsul de implantare (Anderson și
colab., 2005), promovând debutul răspunsului inflamator. Anafilotoxinel e pot determina
degranularea mastocitelor, creșterea permeabilitații vasculare, atragerea și activarerea celulelor
polimorfonucleare și monocitelor pe suprafața biomaterialului. În al doilea rând, fibronectina
(Keselowski și colab., 2007) și vitronectina (McNally și colab., 2008) sunt implicate în reglarea
răspunsului inflamator la biomaterial, provocând fuziunea pe biomaterial a macrofagelor
aderente ( Cimpean și colab., 2013).
Matricea provizorie constă dintr -o rețea de fibrină, produsă în urma activării s istemului
de coagulare intrinsec și extrinsec, sistemului complement, sistemului fibrinolitic și
trombocitelor. Aceste căi sunt implicate în adsorbția proteinelor și desorbția procesului pe
suprafața biomaterialului, cunoscut ca efect Vroman (Horbett, 2004 ). Adsorbția proteinelor și
formarea matricei provizorii predominant constituită din fibrină sunt strâns legate și, de fapt,
răspunsul timpuriu la rănirea provocată în timpul implantării biomaterialului implică în
principal sângele și vasele de sânge ( Cimp ean și colab., 2013).
Componentele conținute sau eliberate din matricea provizorie inițiază rezoluția
inflamației, reorganizarea țesutului și procesul reparator. Această matrice provizorie apare să

19
furnizeze atât componentele structurale, cât și componente le biochimice în cursul procesului de
vindecare. Structura tridimensională a rețelei de fibrină și proteinele de adeziune atașate de
biomaterial furnizează un substrat pentru adeziunea și migrarea celulară. Prezența mitogenelor,
chemoatractanților, citokin elor, factorilor de creștere și a altor agenți bioactivi din matricea
provizorie asigură un micromediu bogat în factori de activare și inhibare, capabili să moduleze
comportamentul monocitelor infiltrate și activarea și proliferarea altor populații de celu le
implicate în răspunsurile inflamatorii și de vindecare a leziunilor. Matricea provizorie poate fi
văzută ca un sistem natural, biodegradabil de eliberare susținută pentru livrarea agenților
bioactivi capabili să coordoneze fazele ulterioare ale vindecăr ii leziunii ( Cimpean și colab.,
2013).

2.2 Inflamația acută și inflamația cronică

Interacția proteină -material, precum și formarea matricei provizorii este urmată de un
răspuns acut inflamator, care uneori poate evolua către inflamația cronică. Răspunsul acut
inflamator este caracterizat de infiltrarea polimorfonucleatelor la locul impl antării, precum și
degranularea mastocitelor. Degranularea mastocitelor (Tang și colab., 1998) asociată cu
eliberarea histaminei mediază un răspuns inflamator acut la situsul implantării biomaterialului.
În timpul acestei faze, polimorfonucleatele sunt pri ncipalele tipuri de celule prezente la locul
implantului. Acestea se infiltrează la acest nivel din mediul vascular învecinat prin intermediu:
marginației și adeziunii la endoteliu, transmigrației de -a lungul endoteliului, precum și prin
chemotaxie.
Polimorfonucleatele sunt recrutate la locul implantării ca răspuns la chemoatractanții
eliberați de trombocitele activate și celulele endoteliale, precum și de celulele cu membrana
plasmatică distrusă. La acest nivel polimorfonucleatele interacționează cu pr oteinele, acoperind
suprafața biomaterialului cu integrine. Receptorii de recunoaștere declanșează un răspuns
fagocitic, dar și degranularea. Prin urmare, polimorfonuclearele activate încep să elibereze
enzime proteolitice și specii reactive de oxigen pent ru a elimina particulele străine, resturile
celulare sau patogeni, precum și citokine inflamatorii incluzând interleukina (IL) 1 -β, factorul
de necroză tumorală (TNF) – α, interferonul (IFN) γ, care poate provoca daune secundare
țesutului înconjurător. Îna inte de activare, polimorfonucleatele pot sintetiza molecule
imunoreglatorii precum: interleukina 8 (IL -8), proteina chemoatractant ă a monocitelor
(“monocyte chemoattractant protein”, MCP) – 1, protein a inflamatorie a macrofagelor

20
(“macrophage inflammatory protein”, MIP) – 1β care dictează intensitatea și durata răspunsului
inflamator (Cimpean și colab., 2013).
Potențialul fagocitic al neutofilelor recrutate este îmbunătațit printr -un proces cunoscut
sub denumirea de opsonizare. Opsonizarea este procesul prin care bacteriile sau alte celule sunt
marcate pentru a deveni apte de fi fagocitate. Acest proces constă în legarea proteinei numită
opsonină de antigene solubile sau particule. Opsoninele sunt prezente în plasma sangvină și au
receptori care sunt recu noscuți de neutrofile. Cele mai importante opsonine sunt reprezentate
de: imunoglobulina G (IgG) și un fragment proteic înrudit complementului denumit C3 activat
(C3b). Aceste proteine se atașează de materialul străin la locul leziunii și intensifică ataș area
ulterioară și activarea neutrofilelor și macrofagelor ceea ce conduce la fagocitoză. În
circumstanțe normale această vindecare conduce la îndepărtarea efectivă a agentului străin de
la situs. Când un implant este prezent, este foarte posibil ca celula fagocitară să fie incapabilă
să înglobeze și să îndepărteze stimulul fagocitic. Aceasta poate duce la fagocitoza frustrată,
timp în care conținutul enzimatic din celula fagocitică este eliberat, urmând ca recrutarea
celulei fagocitice să fie stimulată ș i să fie generate celule gigant străine ( Doherty, 2009 ).
Un biomaterial care este inclus într -o capsulă fibroasă poate permite fazei inflamatorii
acute să progreseze. În cazul în care un biomaterial este degradat, corodat sau care într -un alt
mod perturbe ază țesutul înconjurător, poate stimula răspunsul inflamator cronic. Prezența
macrofagelor este probabil cel mai important factor în orice răspuns inflamator cronic asociat
cu biomaterialele implantate. Macrofagele sunt celule mari fagocitice, provenite di n monocite
și fac parte din celulele albe ale sângelui. Monocitele migrează din sânge la locul leziunii unde
sunt schimbate sau transformate. Macrofagele sunt prezente în majoritatea țesuturilor și sunt
capabile să digere bacteriile, resturile celulare și alte particule exogene sau toxice pentru corp.
Când sunt activate la locul biomaterialului implantat joacă un rol important în răspunsul
inflamator ( Doherty, 2009 ).
Inflamația cronică este caracterizată de prezența macrofagelor, limfocitelor și
monocitelor , proliferarea vaselor de sânge și formarea de țesut conjunctiv. Mai mulți factori pot
modifica aspectul histologic al inflamației cronice. Stimulii persistenți conduc la inflamație
cronică. Inflamația cronică depinde și de proprietățiile fizice și chimice ale biomaterialului.
Răspunsul cronic inflamator la biomateriale este limitat de locul implantului. Inflamația cronică
este denumită astfel datorită prezenței limfocitelor și celulelor plasmatice, în timp ce reacția la
corp străin cu formare de țesut de g ranulație este considerată un răspuns normal la vindecare la
biomaterialele implantate. Limfocitele și celulele plasmatice sunt implicate în reacțiile imune
și sunt considerate factori cheie pentru producția de anticorpi și răspunsul hipersensibil

21
întârzia t. Macrofagele sunt cele mai importante celule în inflamația cronică deoarce ele produc
numeroase substanțe active din punct de vedere biologic. Substanțele produse și secretate de
macrofage sunt reprezentate de proteaze neutre, factori chemotactici, metab oliți ai acidului
arahidonic, specii reactive de oxigen, componentele sistemului complement, factorii coagulării,
factori de creștere și citokine. Factorii de creștere sunt importanți pentru creșterea fibroblastelor
și a vaselor de sânge și în regenerarea țesuturilor epiteliale. Factorii de creștere, eliberați de
celulele activate, stimulează producția unei mari varietăți de celule. Ei inițiază migrarea
celulară, diferențierea și remodelarea tisulară și pot fi implicați în mai multe etape de vindecare
(Ande rson., 2001).
În figura de mai jos sunt reprezentate etapele răspunsului inflamator și de vindecare. Se
evidențiază în mod special importanța mastocitelor în faza inflamtorie acută și a limfocitelor în
faza inflamatorie cronică, cu producere de IL -4 și IL -13. Acestea pot induce
monocitelor/macrofagelor să fuzioneze și să genereze celule gigant (FBGCs) (Andreson, 2009).

Figura 3.0 – Etapele ce au loc în urma implantării unui biomaterial (Adaptat după Anderson, 2009 ).

Un răspuns imun implică activitatea tuturor tipurilor de macrofage, macrofage clasic
activate în faza timpurie, macrofage de reglare și macrofage de vindecare a leziunii în ultima

22
etapă. Nu se cunoaște încă faptul că macrofagele inflamatorii care migrează la locul leziunii vor
da naștere macrofagelor de reglare și macrofagelor cicatrizante sau dacă macrofagele își
modifică fenotipul funcțional ca răspuns la modificările progresive ce au loc în timpul
inflamației. Există mai multe studii care au demonstrat f aptul că macrofagele își păstrează
adaptabilitatea funcțională și își ajustează fenotipul în funcție de schimbările stimulilor din
mediu. Macrofagele prezintă o remarcabilă plasticitate ceea ce le face să devină o țintă
interesantă în contextul imunomodulă rii (Franz și colab., 2011).

2.3. Formarea țesutului de granulație

Țesutul de granulație definește procesul de vindecare asociat inflamației. Acest țesut
este generat în vecinătatea implantul în decursul a 3 -4 zile. El este caracterizat prin tipuri de
celule și activități tisulare, care pot fi evidențiate la evaluarea histologică microscopică. Au fost
identificate patru componente semnificative în cursul examinării :
1. Macrofagele activate – aceste celule sunt implicate în fagocitoză. Celulele fagociti ce
acționează ca niște ”mini –aspiratoare” cu vid și curăță resturile celulare.
2. Neutrofilele – aceste celule sunt de asemenea implicate în fagocitoză, în special în
îndepărtarea bacteriilor și a altor proteine străine.
3. Angiogeneza – aceasta determin ă formarea de noi vase capilare care se infiltrează în locul
leziunii.
4. Fibroblaste – acestea sunt implicate în producția și depozitarea de noi țesuturi conjunctive
(Doherty , 2009 ).
Procesul de vindecare este dirijat de mecanisme endogene autoimune care reglează
evenimentele celulare specifice și este necesar pentru a curăța celulele inflamatorii, a preveni
leziunile tisulare excesive și are rolul de a promova refacerea structurii tisulare (Lawrence și
Gilroy, 2007). Activitățiile anti -inflamatorii sunt exercitate prin intermediul macrofagelor pro –
vindecare (pro -wound healing). Acestea sunt generate ca răspuns la IL -4 produsă de bazofile,
mastocite și granulocite în răspunsul imun imediat. În răspunsul imun de lungă durată vor
acționa leucocitele T helper de tip II (Mosser și Edwards, 2008). IL-4 acționează asupra
macrofagelor pentru a regla scăderea mediatorilor proinflamatori, iar prin activarea
fibroblastelor promovează procesele de vindecare a rănilor (Gratchev și colab., 2005) . Deși
macrofagele pro -vindecare exercită activități anti -inflamatorii, acestea nu sunt capabile să
regleze negativ răspunsul imun. Această ultima funcție este realizată de macrofage care
eliberează un nivel ridicat de IL -10, o citokină cu puternic răspuns imunosupresiv și, de

23
asemenea are rolul de a limita inflamația (Mosser și Edwards, 2008). Nu este încă elucidat
faptul dacă macrofagele își modifică fenotipul lor funcțional ca răspuns la modificările
progresive ale semnalelor inflamatorii sau dacă macrofagele inflamatorii emig rază la locul
inflamației (Cimpean și colab., 2013).
Noile vase de sânge mici sunt formate prin înmugurire sau germinarea unor vase de
sânge pre -existente, într -un proces ce poartă numele de angiogeneză sau neovascularizare.
Acest proces include proliferar ea, maturarea și organizarea celulelor endoteliale în capilare
tubulare. Fibroblastele proliferează de asemenea în cursul procesului de formare a țesutului
granular și activează producerea de colagen și proteoglicani. În primele faze de formare a
țesutului granular predomina proteoglicanii, în urmatoarea fază colagenul, în special colagenul
de tip I. În timpul procesului de formare a țesutului de granulație, fibroblastele au caracteristici
de celule musculare netede. Aceste celule sunt numite miofibroblaste și se consideră că sunt
responsabile pentru contracția plăgii în timpul formării țesutului de granulație (Anderson,
2001).
Odată ce noul țesut începe să se formeze în interiorul rănii, faza de remodelare începe
să restaureze integritatea structurală și fu ncțională a țesutului. Formarea țesutului de granulație
este un semn distinctiv al procesului de vindecare a inflamației. Acesta este separat de
biomaterialul implantat sau dispozitivul medical, cât și de componentele celulare ale
FBR(Foreign Body Reaction ). Acest țesut acționează ca și precursor al capsulei fibroase în
regiunea ce înconjoră implantul (Kellar și colab., 2002 ), fiind reprezentat de o capsulă ce este
considerată o barieră fizico -chimică ce ar putea limita integrarea in vivo și performața
implantului (Cimpean și colab., 2013).
Regenerarea țesutului parenchimatos nu poate reconstrui complet arhitectura originală
și are ca rezultat formarea de mai mult țesut de granulație , ceea ce duce în final la fibroză sau
formarea unei cicatrici. Țesutul d e granulație este diferit de granuloame. Acestea sunt mici
colecții de macrofage modificate, numite celule epiteloide. FBGC pot înconjura materiale
nefagocitabile în granuloame. Ele sunt formate prin fuziunea de monocite și macrofage în
încercarea de a fag ocita un material (Anderson, 2001).

2.4. Dezvoltarea capsulei fibroase

Vindecarea rănilor în urma introducerii implantului în țesutul gazdă se desfășoară pe
parcursul a două procese importante: regenerarea, care se referă la înlocuirea țesutului vătămat
local cu celule precursoare care vor duce în final la formarea țesutului adecvat, ia r cel de -al

24
doilea proces este reprezentat de formarea țesutului conjunctiv care va genera capsula fibroasă.
Această capsulă poate compromite eficiența dispozitivului implantat și conduce des la
respingerea implantului. Aceste procese sunt în general cont rolate de potențialul proliferativ al
celulelor din țesutul gazdă care se extind până la rană și vor duce la formarea matricei provizorii.
Din punct de vedere teoretic are loc reconstrucția arhitecturii normale a țesutului, însă acest
lucru este posibil do ar în țesuturile formate din celule auto -regenerabile, deoarece toate
leziunile din țesuturile compuse din celule care nu se divid și anume celule diferențiate (cum ar
fii celulele cardiace și nervoase) pot conduce la fibroză sau la formarea capsulei fibro ase. Prin
urmare, se realizează o reconstrucție minimă a țesutului normal sau a arhitecturii specifice
organului gazdă a implantului (Cimpean și colab., 2013).
De asemenea, starea arhitecturii matricei extracelulare sau a stromei de susținere a
celulelor parenchimentoase în urma introducerii unui implant joacă un rol important în
restabilirea arhitecturii normale a țesutului. Mai mult de atât, păstrarea arhitecturii matricei
extracelulare conduce la restituirea normală a structurii tisulare, în timp ce di strugerea acesteia
conduce frecvent la fibroză și formarea capsulei fibroase. Răspunsul la vindecare este
dependent de extinderea leziunii tisulare sau de vreo greșeală provocată în timpul procedurii de
implantare. În momentul în care există doar un spațiu minim între țesutul gazdă și biomaterial,
vindecarea leziunii are loc printr -o asociere primară. Astfel, regenerarea tisulară predomină în
raport cu fibroza. Vindecarea leziunii prin asociere secundară se produce în momentul în care
există un defect tisul ar major cu pierdere masivă de celule și matrice extracelulară. În această
situație, un țestut granular abundent se va forma la locul implantului ca rezultat al unui răspuns
inflamator major care poate predispune implantul unui eșec prin mecanisme legate de
dezvoltarea unei capsule fibroase (Cimpean și colab., 2013).
În figura de mai jos se pot observa fazele din timpul vindecării leziunii cu sau fără
implant. Acestea nu diferă foarte mult și în majoritatea cazurilor se suprapun. În condiții
normale de vi ndecare a leziunii acumularea de neutrofile și macrofage activate este tranzitorie
și permite inițierea fazelor de proliferare și remodelare care completează repararea leziunii cu
formarea țesutului corespunzător. Dimpotrivă, în cursul răspunsului tipic de vindecare a
țesutului în prezența biomaterialului implantat, țesutul de granulație bogat vascularizat care se
formează în jurul implantului se va transforma într -o capsulă fibroasă avasculară. În funcție de
proprietățiile fizio -chimice ale materialului implantat, faza inflamatorie acută se poate prelungi
și va conduce la o inflamație cronică persistentă (Cimpean și colab., 2013).

25

Figura 4.0. – Secvența de evenimente implicate în răspunsul de vindecare a leziunii cu sau fără un
biomaterial permanent la locul implantului (Adaptat după Cimpean și colab., 2013 ).

În general, biomaterialele utilizate în mod obișnuit sunt înconjurate de o capsulă
fibroasă, însă mecanismul reacției fibrotice mediată de prezența biomaterialului este încă
neclar. Un număr mar e de celule inflamatorii sunt prezente pe suprafața biomaterialului înainte
de formarea țesutului fibrotic. Se consideră că reacțiile inflamatorii induse de implant sunt
responsabile pentru lansarea de răspunsuri ulterioare fibrotice. Astfel, macrofagele a derente la
biomaterial eliberează factori solubili care stimulează atât proliferarea fibroblastelor, cât și
angiogeneza. Alternativ, macrofagele activate pot induce secreția factorilor pro -fibrogenetici
care stimulează activitatea biosintetică a fibroblast elor, ceea ce conduce la formarea capsulei
fibroase (Anderson și colab., 2009). În anul 2011, Thevernot și colaboratorii săi au încercat să
determine factorul care reglează reacțiile fibrotice mediate de biomateriale prin analiza tipului
de celule recrutat e la interfața filmelor de acid poli -L glicolic (PLGA) implantate subcutanat.
Ei au identificat o acumulare de fibrocite în interiorul capsulei fibroase la interfața implantului
și au demonstrat că mastocitele reprezintă un element de legătură important în atragerea
fibrocitelor la interfața biomaterialului. Mai mult de atât, ei au demonstrat că aceste celule

26
inflamatorii stimulează diferențierea fibrocitelor în microfibroblaste. Aceste microfibroblaste
sunt capabile să contracteze capsula ce s -a depozitat în jurul biomaterialului (Cimpean și colab.,
2013).
Capsula fibroasă poate limita funcționalitatea unui dispozitiv implantat și în acest scop
s-a încercat prevenirea reacției fibrotice în țesutul din vecinătatea implantului. Implanturile
biodegradabile of eră o alternativă promițătoare la utilizarea de biomateriale inerte, permanate,
neresorbabile, deoarece materialul străin este înlocuit în cele din urmă cu țesutul regenerat.
Inițial, implantarea materialelor biodegradabile, ca și a materialelor permanente este însoțită de
un răspuns inflamator acut la nivelul țesutului gazdă. După mai mult timp, modul de degradare
al implantului și posibila toxicitate a produșilor de degradare, mediază biodegradarea pe termen
lung a implantului, ceea ce induce inflamație. Cu toate acestea, spre deosebire de implanturile
permanente, acestă inflamație poate înceta odată ce materialul dispare (Cimpean și colab.,
2013).
Încapsularea corpului străin reprezintă un proces cronic fibrotic și TGF -β (Transforming
growth factor β – factor de creștere transformator β) este considerată o citokină importantă în
acest proces. TGF -β este eliberat rapid de trombocite pentru a iniția procesul de vindecare după
ce leziunea s -a produs, și ulterior este produs de celulele inflamatorii, în specia l de macrofage.
Ca răspuns la creșterea TGF -β, fibroblastele se activează rapid și se diferențiază în
miofibroblaste. Acestea sunt caracterizate de o capacitate puternică de contractilitate și o
capacitate mare de a sintetiza colagen. În cadrul unui proces de vindecare a leziunii, un astfel
de răspuns fibrotic va minimiza în cele din urmă cicatricea și va determina reconstrucția
integrală a țesutului. Cu toate acestea, un exces de TGF -β care se petrece adesea în timpul unei
inflamații cronice persistente (d e exemplu, prezența corpului străin), va conduce la formarea
progresivă de capsule și contracția capsulei anterioare. Există o incidență ridicată de contractare
capsulară în cazul operațiilor de mărire de sân folosind proteze de silicon. În momentul în car e
se produce contracția, implantul este încrețit sau fracturat, cu deformarea vizibilă a implantului
și sânului. În camera de silicon există o capsulă groasă în jurul clapei adipoase, ce limitează
extinderea continuă a lamboului mecanic într -o etapă ulteri oară (Luo și colab., 2016).

2.5. Reacția la corp străin (FBR)

În termeni simpli, reacția la corp străin poate fii considerată ca o parte a procesului
inflamator fiind activată de prezența agentului străin, ca de exemplu bacterii, biomateriale și va
continua să fie activă până când agentul străin este îndepărtat ( Doherty, 2009 ).

27
Reacția la corp străin implică componentele țesutului de granulație, celule fagocitice
precum neutrofile și macrofage și va continua cu introducerea altor tipuri de celule. A cestea
sunt celulele gigant sau celulele multi -nucleate. O celulă gigant multi -nucleată este o celulă
mare, cu diametrul de până la 100 μm. Ea se formează când agentul străin stimulează activitatea
fagocitică care nu poate fi în mod eficient finalizată de această celulă. Aceasta poate fi datorată
dimensiunii mari a agentului sau unui anumit efect chimic al agentului străin care inhibă
procesul de fagocitză ( Doherty, 2009 ).

Figura 5.0 – Succesiunea evenimentelor ce conduc la apariția de celule gigant multi -nucleate (Adaptat
după Anderson, 2008 ).

Stadiul final al inflamației este reprezentat de reacția la corp străin, precum și răspunsul
de vindecare a leziunii după ce un bio material sintetic a fost implantat. Vindecarea rănii implică
de asemenea o serie de procese distincte care se suprapun peste procesele biologice, rezultatul
final fiind încapsularea într -o matrice fibroasă a biomaterialului implantat. Reacția la corp străi n
este caracterizată de acumularea de macrofage la interfața țesut -implant și formarea FBGC.
Acest proces este dirijat de o rețea complexă de celule, mediatori solubili și interacții specifice
celulă -celulă și celulă -suprafață (Cimpean și colab., 2013).

28

Figura 6.0 – (A) Infiltrate inflamatorii acute și cronice; (B,C) FBGC care înconjoară copul străin; (D)
țesut fibros și FBGC (Adaptat după Sheikh și colab., 2015 ).

Aceste evenimente sunt orchestrate de macrofage care reprezintă celule complexe ce
secre tă un număr mare de citokine care mediază interacțiunile paracrine între macrofage/ FBGC
și celule inflamatori/ de vindecare a leziunii (Cimpean și colab., 2013). Pe lângă semnale
autocrine și paracrine, celulele implicate în FBR comunică prin contacte cel ulă-celulă directe.
Macrofagele care se atașează și recunosc materialul străin manifestă un fenotip activat pe calea
clasică fiind capabile să secrete citokine inflamatorii, specii reactive de oxigen și enzime
degradative și să prezinte o capacitate mare d e fagocitoză. Macrofagele singure sunt capabile
să fagociteze particule cu dimensiune de aproximativ 5 μm. Dacă dimensiunea particulei este
mai mare, macrofagele fuzionează în FBGC. Citokina IL -4, precum și citokina IL -3 au fost
identificate că induc fuziu nea macrofagelor pe suprafața biomaterialelor atât in vivo cât și in
vitro . Limfocitele T activate (CD4+) la locul implantului se presupune că reprezintă sursa de
IL-4 și IL -13 și s -a dovedit că sporesc fuziunea macrofagelor pe biomateriale. Totuși, un stu diu
recent realizat pe șoareci nuzi cu privire la biomaterialele sintetice a relevat faptul că celuele
CD4+ nu sunt esențiale pentru inducerea unui răspuns la corpi străin. Deși IL -4 nu este prezentă
în celulele T deficiente, fuziunea macrofagelor nu a fos t afectată datorită existenței unor niveluri
adecvate de IL -13 la locul implantului. S -a demonstrat faptul că anumite mastocite servesc drept

29
sursă de IL -13 la începutul inflamației și de asemenea susțin producția de IL -13 în timpul
inflamației cronice ca răspuns la biomaterialul implantat (Franz și colab., 2011).
Pentru formarea FBGC sunt importante proprietățiile suprafeței biomaterialului. Din
moment ce biomaterialele sunt imediat acoperite, stratul de proteine absorbit face ca suprafața
să devină fusogenă. O varietate de proteine includ colagen, fibronectină, fi brinogen și
vitronectină testate pentru capacitatea lor de formare a FBGC. Deși toate proteinele mediază
adeziunea inițială a monocitelor, doar vitronectina susține adeziunea și fuziunea macrofagelor
(Franz și colab., 2011).
Coloana vertebrală lombară est e subiectul multor forțe externe. Aceasta susține
greutatea corporală și este o regiune foarte mobilă. Un implant de stabilizare spinal ar trebui să
suporte stresul greutății corporale și mișcările lombare (Jun-Yeoung și colab., 2016).
Noile materiale sin tetice pentru implanturile spinale, care constau în înlocuirea de
discuri și sisteme dinamice de stabilizare posterioară, pot provoca o reacție la corp străin în
jurul implantului sau din cauza unor resturi de uzură. Prin mișcări ale coloanei realizate în viața
de zi cu zi, se poate produce uzura și chiar ruperea la locul implantului care va provoca o reacție
la corp străin, împotriva debriurilor de uzură. Atunci când această condiție devine cronică,
structurile locale ale osului și țesutul moale epidural p ot fi afectate. În plus, reacția la corp străin
și încapsularea fibroasă se dezvoltă în jurul implantului chiar și în absența particulelor de uzură,
determinând o serie de procese inflamatorii și în final vindecarea rănii. A existat un caz în care
reacția la corp străin a fost provocată prin slăbirea unui dispozitiv intervertebral prin mișcare
asistată, la 5 ani după realizarea implantului. Din studiile de specialitate, reacția la corp străin
din cauza particulelor de uzură a polietilenei, după implanatarea unui sistem de stabilizare
spinal a fost raportată o singură dată (Jun-Yeoung și colab., 2016).
O reacție la corp străin determinată de particulele de uzură a unui sistem de stabilizare
spinal poate induce o reacție de hipersensibilizare și reabsorbția os oasă în jurul implantului,
provocând slăbirea acestuia. Prin urmare, medicii chirurgi ar trebui să introducă meticulos
aceste sisteme de stabilizare spinale, astfel încât să nu genereze debriuri de uzură în timpul
intervenției chirurgicale. În cazul pacien ților care au acest sistem de stabilizare spinală și care
se plâng de dureri de spate, reacția la corp străin ar trebui sa fie luată în considerare, iar pacienții
ar trebui să fie monitorizați pe termen lung (Jun-Yeoung și colab., 2016).
Chimia, forma și t opografia suprafeței biomaterialului determină severitatea reacției la
corp străin. Cu materiale biocombatibile, reacția la corp străin poate fi modulată de produsul
chimic de suprafață și proprietățile fizice ale acestuia, dar și de relația dintre supra fața
biomaterialului și volumul implantului. Materialele poroase prezintă rapoarte mai mari de

30
macrofage și celule gigant de corp străin decât implanturile cu suprafață netedă ( Sheikh și
colab., 2015).
Consecințele formării FBGC sunt reprezentate de apariț ia mediatorilor de degradare,
dar și de posibilitatea respingerii implantului. Adeziunea macrofagelor și a FBGC generează
un micromediu privilegiat între membrana celulară și suprafața biomaterialului. Macrofagele
și FBGC pot elibera mediatori de degrada re, cum ar fii specii reactive de oxigen, enzime
degradative și acizi în acea zonă privilegiată dintre membrana celulară și suprafața
biomaterialului, astfel încât tamponarea sau inhibarea acestor mediatori este diminuată sau
chiar redusă. Este cunoscut fa ptul că fagolizozomii din macrofage pot avea aciditate până la pH
de aproximativ 4 (Haas, 2007). În acest micromediu privilegiat, suprafața biomaterialului este
susceptibilă la concentrații ridicate de agenți de degradare. Prin urmare, chimia suprafeței
biomaterialului este responsabilă de susceptibilitatea la degradare. Ca și exemplu în acest caz
au fost polimerii de adiție, polietilena (folosită pentru îmbinările artificiale) sau polipropilena
(utilizată ca material de sutură) ce pot suferi oxidarea sup rafeței. Dispozitivele medicale și
protezele ce sunt formate din polimeri de adiție conțin pe suprafață cantități mici de anti –
oxidanți pentru a inhiba acest proces. Materialele resorbabile au fost proiectate cu proprietatea
de degradare și resorbție comp letă în unități monomerice ce sunt ulterior degradate în cursul
ciclului Krebs. Printre aceste biomateriale se numără acidul polilactic, acidul poliglicolic,
policaprolactona, dar și poliesterii. Materialele de poliester au fost degradate și enzimatic
(Anderson și colab., 2008).
Macrofagele aderente și FBGC implicate în reacția la corp străin conduc la degradarea
biomaterialului urmată de respingerea acestuia. În figura de mai jos este ilustrată evoluția
reacției la corp străin cu deteriorarea rezultat ă la suprafața biomaterialului. Persistența reacției
la corp străin și faptul că această reacție este prezentă la interfața țesut -implant pe toată durata
de viață a dispozitivului sugerează faptul că procesul de oxidare este continuu, însă la nivel
foart e scăzut (Anderson și colab., 2008).

31

Figura 7.0 – Imagini de microscopie electronică a unei suprafețe de Elasthane 80Ǻ Polyurethane in vivo
care arată progresia reacției la corp strain. Succesiunea evenimentelor de pe suprafața poliuretanului
include: (A) adeziunea monocitelor în ziua 0; (B) dezvoltarea monocitelor către macrofage în ziua 3;
(C) fuziunea macrofagelor în curs de desfașurare în ziua 7; (D) FBGC în ziua 14 (Adaptat după Anderson
și colab., 2008 ).

32
CAPITOLUL III – Macrofagele – Implicarea în răspunsul
inflamator la biomateriale

3.1. Originea macrofagelor

Macrofagele sunt celule ale sistemului imunitar de origine hematopoietică, care asigură
imunitatea înnăscută. Ele au funcții specific tisulare în reglarea și întreținerea organelor,
asigurând homeostazia acestora. Studii recente ale ontogeniei macrofagelor au arătat rolul
esențial al stromei tisulare în reglarea funcțiilor macrofagelor. Aceste constatări sugerează
faptul că majoritatea macrofagelor aflate în țesuturi în timpul dezvoltării embrionare sunt
specializate în răspunsul la citokinele și metaboliți i care sunt eliberați din stroma, ceea ce
conduce la exprimarea unor factori de transcriere unici (Lavin și colab., 2015).
În ultimii anii s -au realizat numeroase studii cu privire la originea macrofagelor, atât în
starea de echilibru a organismului, cât ș i în cazul unei infecții. Au fost descoperite numeroase
căi de investigare și noi modalități de intervenție terapeutică. În opoziție cu modelul clasic de
dezvoltare al macrofagelor, s -a descoperit că macrofagele rezidente în țesuturi se pot dezvolta
din c elule progenitoare derivate din sacul vitelin eritro -mieloid, celule progenitoare hepatice
fetale, cât și din monocite derivate din măduva osoasă (Dey și colab., 2015).
Primele studii legate de ontogenia macrofagelor au semnalat prezența unui macrofag
primitiv ce are capacitatea de auto -reînnoire și apare în organism înaintea dezvoltării
hematopoiezei definitive, fără existența unui monocit intermediar (Naito și colab., 1996).
Macrofagele primitive au fost identificate pentru prima dată în insulele sangvin e din sacul extra –
embrionar din galbenușul de ou în jurul zilei a 8 -a embrionare și s -au dovedit a migra la țesuturi
începând cu ziua a 10 -a, pentru a da naștere macrofagelor proliferative fetale, independente de
monocite. Chiar dacă aceste macrofage primi tive au contribuit la formarea macrofagelor
rezidente din țesuturile adulte , acestea nu au fost niocdată abordate în mod direct (Lavin și
colab., 2015).
La șoareci, primele celule hematopoietice apar în insulele sangvine în jurul zilei a 7 -a
embrionare și produc eritrocite și macrofage primitive. La om, hematopoieza este inițiată în a
treia săptămână de sarcină și este limitată la celulele eritromieloide (Tavian și Peault, 2005).
Derivatele progenitoare migrează și însămânțează ficatul fetal prin fluxul sa ngvin după ziua a
8-a. În momentul în care circulația este stabilizată se va iniția primul val de hematopoieză intra –
embrionară. Un al doilea val de hematopoieză va începe în jurul zilei a 10 -a și apare în vasele
arteriale majore din embrionul șoarecelui. Aceste celule vor da naștere celulelor stem

33
hematopoietice definitive (HSC), cu potențial în multi -descendență (Kamaravelu și colab.,
2002). Activitatea HSC se extinde ulterior în ficatul fetal, iar în jurul zilei a 16 -a va avea loc
trecerea în măduva osoa să, care va deveni situsul principal al hematopoiezei în cursul vieții
adulților. Cu toate că valurile hematopoiezei primitive și definitive au potențial mieloid,
contribuția fiecărui val embrionar de hematopoieză până la macrofagele din țesutul adult
rezident nu a fost testat în mod direct (Lavin și colab., 2015).
În cazul țesuturilor sănătoase, macrofagele sunt menținute prin contribuția minimă a
monocitelor adulte circulante. În momentul în care un țesut este lezat, un aflux mare de
monocite, produse de progenitori mieloizi adulți vor intra în țestutul vătămat și se vor diferenția
în macrofage, cum ar fi celule DC -like. Mai multe studii au arătat că diferențierea monocitelor
în macrofage, în cazul țestului inflamat se produce în paralel cu extinderea macr ofagelor din
țesutul rezident în mai multe țesuturi. După infecția cu nematode are loc producerea de
interleukină 4 (IL -4), aceasta va conduce la replicarea in vivo a macrofagelor din țesutul
rezident, dar și a macrofagelor rezidente din peritoneu, ficat ș i intestin (Lavin și colab., 2015).
În plămâni sau creier, macrofagele derivate din monocite nu par să contribuie în mod
substanțial la fondul de macrofage rezident după rezolvarea infecției sau leziunii. În țesuturile
sănătoase, macrofagele sunt completat e în mod constant de monocite circulante, precum
macrofagele intestinale de la șoarece și macrofagele dermice. În alte țesuturi, cum ar fii inima,
epiderma și cavitatea peritoneală, un mic subgrup de macrofage derivate din monocite se află
în țesuturile să nătoase și pot deriva prin recrutarea fiziologică a unei mici subpopulații de
monocite sau pot fi macrofage derivate din monocite care au fost recrutate în timpul unei leziuni
tisulare (Lavin și colab., 2015).
Contribuția macrofagelor provenite din monocit e în cadrul populației de macrofage
rezidente este dependentă de natura organului, dar și de aplitudinea leziunii. De exemplu, în
ficat, infecția cu Listeria monocytogenes induce necroza celulelor Kupffer. În acest caz,
macrofagele derivate din monocite co ntribuie la repopularea macrofagelor hepatice. Cu toate
acestea, după o leziune indusă de paracetamol, celulele Kupffer rezidente proliferează și se
extind, iar monocitele nu contribuie la fondul de macrofage rezident (Zigmond și colab., 2014).
Cu ajutorul experimentelor de transplant de măduvă, macrofagele derivate din măduva osoasă
a adulților dobândesc profilul potențator al macrofagelor derivate embrionar pe care le
înlocuiesc. Nu se știe încă exact dacă macrofagele derivate embrionar si cele provenite din
măduva osoasă sunt identice din punct de vedere funcțional. De exemplu, subgrupe de
macrofage cardiace provenite din măduva osoasă sau derivate embrionar care există în țesutul
cardiac sănătos au diferite predilecții pentru susținerea reparării țesutul ui după anumite leziuni

34
ale cardiomiocitelor. Astfel, în cazul ontogeniei macrofagelor, trebuie să existe un echilibru
care să fie corespunzător în fiecare țesut (Lavin și colab., 2015).
În Figura 8 este reprezentată ontogenia macrofagelor. Astfel, macrofa gele sunt păstrate
în țesuturile sănatoase ale șoarecilor prin macrofagele embrionare, fiind independente de
monocite. Există însă și excepții, acestea fiind reprezentate de macrofagele intestinale,
macrofagele dermice și o subclasă de macrofage cardiace. Există două ipoteze cu privire la
originea macrofagelor embrionare. Prima ipoteză sugerează că toate macrofagele embrionare
provin din sacul vitelin având precursori eritromielozi (EMP) ce se dezvoltă în jurul zilei a 7 -a
embrionare. A doua ipoteză sugerea ză că derivatele din sacul vitelin apar în două valuri, care
contribuie la diferențierea microgliilor și a altor macrofage: un val timpuriu ce are precursori
EMP in jurul zilei a 7 -a embrionară în sacul vitelin ce va coloniza creierul și alte țesuturi fet ale,
iar în jurul zilei a 9 -a va da naștere macrofagelor tisulare (Lavin și colab., 2015).

Figura 8.0 – Originea macrofagelor rezidente în țesuturi (Adaptat după Lavin și colab., 2015 ).

35
3.2. Polarizarea și plasticitatea macrofagelor

3.2.1. Polarizarea macrofagelor

Diversitatea și plasticitatea sunt două caracteristici distincte ale macrofagelor.
Macrofagele M1 sunt celule pro -inflamatorii și au rol în apărarea gazdei împotriva infecțiilor,
în timp ce macrofagele M2 sunt asociate cu răspunsul anti -inflamator, dar și cu remodelarea
tisulară. Transformarea diferitelor tipuri de macrofage reglează inițierea, dezvoltarea și
terminarea unei boli inflamatorii (Liu și colab., 2014).
Conceptul de polarizare a macrofagelor a fost pentru prima dată definit în anul 1992, la
aproximatix 80 de ani de la descoperirea macrofagului de activare. Macrofagele activate în mod
alternativ secretă mediatori anti -inflamatori ce promovează repararea și regenerarea tisulară și
reglează răspunul imun al multor boli inflamatorii prin numeroase căi de semnalizare.
Descoperirile ulterioare ar trebui să se concentreze în special pe explorarea întregului spectru
al polarizării macrofagelor, pe descoperirea mecanismelor privind schimbarea polarizării și pe
descoperire a unor terapii în ceea ce privește bolile inflamatorii. Cu toate acestea, există
numeroase probleme în ceea ce privește progresul cercetării conceptului de polarizare a
macrofagelor. În primul rând, trebuie efectuate mai multe studii cu privire la marker ii celulari
care distrug fenotipul macrofagelor în timpul unei boli inflamatorii. În al doilea rând, nu este
convenabil să obții macrofage umane proaspete, astfel încât cele mai multe studii pe om sunt
efectuate prin utilizarea de linii celulare, care nu s unt tocmai perfecte pentru realizarea de studii
clinice. În al treilea rând, există diferențe semnificative, în ceea ce privește macrofagul uman și
cel provenit de la șoarece, pe care se efectuează cel mai adesea studii (Liu și colab., 2014).
Atunci când țesuturile sunt atacate de agenți patogeni, monocitele inflamatorii aflate în
circulație sunt recrutate și se vor diferenția în macrofage, care păstrează starea homeostatică a
macrofagelor rezidente în țesuturile afectate. În general, macrofagele se vor po lariza spre
fenotipul M1 în stadiul incipient al unei infecții bacteriene. Când PAMPs (pathogen associeted
molecular paterns) prezente în bacterii sunt recunoscute de receptorul de recunoaștere al
patogenului ( receptorii Troll -like sau TLRs), macrofagele se vor activa producând o mare
cantitate de mediatorii pro -inflamatori. Mediatorii pro -inflamatori sunt reprezentați de TNF -α,
IL-1, oxid nitric, care vor ucide organismele invadatoare și vor activa imunitatea adaptativă.
Dacă răspunsul inflamator mediat d e macrofage nu poate fi controlat, se va forma o mare
cantitate de citokine care va contribui la patogeneză. Pentru a evita un răspuns inflamator
excesiv, macrofagele sunt supuse apoptozei sau polarizării la fenotipul M2, pentru a proteja
gazda și a facili ta vindecarea rănilor (Liu și colab., 2014).

36
Polarizarea macrofagelor este implicată în infecția cu virusuri. Fenotipul M2 al
macrofagelor poate elimina inflamația și promovează vindecarea țesutului. Virusul uman
mărește funcția fagocitară a macrofagelor umane, ceea ce este o caracteristică important ă a
macrofagelor M2, pentru curățarea celulelor apoptotice și accelerarea rezoluției inflamației (Liu
și colab., 2014).
Cercetările în ceea ce privește răspunsul gazdă la biomateriale a fost studiat timp de zeci
de ani. În mare parte, interacțiunea dintre celulele sistemului imunitar al gadzei, în special
macrofagele, cu materiale implantate , a fost considerată un precursor în formarea țesutului de
granulație, reacției la corp străin și încapsulării. Cu toate acestea, s -a demons trat că polarizarea
macrofag elor este depedentă de context, acestea pot avea atât efecte pozitive cât și negative
într-o serie de boli sau în regenerarea tisulară după o anumită leziune. Macrofagele prezintă un
mecanism efector cu o strategie de promovare contructivă a regenerării ti sulare datorită
proprietății remarcabile de plasticitate funcțională (Brown și colab., 2012).
Macrofagele sunt o populație heterogenă de celule ce prezintă diferiți markeri de
suprafață, dar si funcții distincte. În momentul în care părăsesc fluxul sangvi n și migrează la
situsul inflamației, macrofagele vor deveni active în răspunsul la semnalele elaborate de țestutul
deteriorat. În elaborarea răspunsului, macrofagele cresc producția de citokine, chemochine și
alte molecule. Macrofagele își asumă un anumit fenotip în funcție de context , care este definit
de proprietățiile funcționale și modelul de expresie al genelor. Pe larg, macrofagele polarizate
prezintă fenotip M1 sau M2, imitând nomenclatura care este defintită pentru Th1/Th2 a
limfocitelor T helper (Brown și colab., 2012).
M1 sau macrofagele pro -inflamatorii clasic activate sunt induse de interferon γ singur
sau în combinație cu lipopolizaharide (LPS) sau cu factorul de necroză tumoral (TNF). În
general, macrofagele M1 activate exprimă interleukine: IL-12, IL -23, IL -10, arginină
metabolizată, produce un nivel ridicat de azot inductibil sintezei oxidului, secretă specii reactive
de oxigen și oxid nitric, dar și citokine inflamatorii: IL -1β, IL -6, TNF, care sunt inductori și
efectori în celulele răspuns ului inflamator de tip Th1. În contrast, macrofagele M2 alternativ
activate, sunt induse de expunerea unei mari varietăți de semnale, care includ, citokine: IL -4,
IL-13, IL -10, complexe imune și hormoni glucocorticoizi sau stroizi. Macrofagele M2 activate
exprimă IL -12, IL -23, IL -10, un nivel ridicat de manoză, galactoză și receptori scavenger,
produc arginază în locul arginiei, produc ornitină și poliamine, care sunt implicate în polarizarea
Th2. Macrofagele M2 s -au dovenit a include trei sub -populații bin e recunoscute: m2a, M2b,
M2C, fiecare prezintă inductori, markeri și funcții distincte. Descrierea și segregarea
fenotipului macrofagelor în două subcategorii distincte reprezintă o descriere simplistă a

37
scenariului in vivo. Fenotipul macrofagelor are loc de-a lungul unei continuități între extremele
M1 și M2. Cu toate acestea, paradigma M1/M2 oferă un cadru simplificat de la care să înceapă
descifrarea rolurilor complexe ale macrofagelor în diverse boli sau în regenerarea tisulară
(Brown și colab., 2012).
În figura de mai jos este reprezentată polarizarea macrofagelor de la fenotipul M1 pro –
inflamator la M2 anti -inflamator care este mediat de o serie de factori specifici, inclusiv
eferocitoza celulelor apoptotice prezente la locul inflamației, citokine, me diatori lipidici, cum
ar fi acidul eicosapentaenoic (EPA) și acidul docosahexaenoic (DHA), mediatori de
semnalizare celulari. MiARns și IncARNs spijină polarizarea macrofagelor. Expresia specifică
a genelor este modificată în tranziția de la M1 la M2. Gene le regelate în sus (up – regulated) sunt
reprezenate de vârfuri de sâgeți roșii, în timp ce genele reglate în jos (down -regulated) sunt
reprezentate de vârfuri de săgeți verzi. Arg -1 (arginina -1), sinteza inductibilă a oxidului nitric
(iNOS), lipopolizahari de (LPS), complexul major de histocompatibilitate II (MHC -II), factorul
de necroză tumoral (TNF -α) (Das și colab., 2015) .

Figura 9.0 – Polarizarea macrofagelor de la fenotipul M1 pro -inflamator la M2 anti -inflamator (Adaptat
după Das si colab., 2015 ).

A fost propusă o nouă nomenclatură care indică stimulii utilizați pentru activarea
macrofagelor, de exemplu, M (IL -10), iar aceasta ar trebui să clarifice natura macrofagelor.
Această nomenclatură nu poate fii utilizată și în cazul descrierii macrofagelor in vivo , deoarece
stimulii sunt foarte complecși și de multe ori necunoscuți. Este dificil să detectezi tipul de
fenotip al macrofagelor in vivo . De exemplu, arginaza -1 care este considerată a fi marker clasic
de activare pentru M2, este de asemenea și reg lator pentru M1, iar în cazul citometriei în flux

38
exprimarea proteinei arginaza -1 este prea scăzută pentru a fi detectată (Jablonski și colab.,
2015).

3.1.2. Plasticitatea macrofagelor

Scopul major al regenerării tisulare este acela de a înlocui țesutul lezat cu unul
asemănator cu cel inițial. Transdiferențierea (trecerea la un alt tip de celule) și reprogramarea
(inducerea celulelor pentru a deveni pluripotente) sunt procese esențiale a le procesului de
regenerare. Macrofagele prezintă capacitatea de a se diferenția în celule endoteliale, celule
endoteliale progenitoare sau celule endoteliale atât in vivo cât și in vitro . Generarea de celule
progenitoare de la macrofage este crucială, avâ nd în vedere faptul că plasticitatea macrofagelor
ar putea fi folosită pentru a stimula revascularizarea vaselor de sânge lezate. De asemenea, s -a
dovedit și faptul că macrofagele se pot infiltra în stroma corneei și transdiferenția în celule
endoteliale l imfatice (Das și colab., 2015).
Limfocitele prezintă un fenotip celular bazat pe diferențiere, în timp ce macrofagele
prezintă fenotip dinamic și plastic care se schimbă în funcție de reglementările locale (Stout și
colab., 2009). Aceste modificări depind de concentrația, tipul și durata semnalelor de
polarizare. Experimentele realizate in vitro au arătat că macrofagele clasic activate care sunt
stimulate cu LPS, devin tolerante la receptorul Toll -like și nu mai sunt capabile să producă
niveluri înalte de citokine pro -inflamatorii la a doua expunere cu LPS. Cu toate acestea, celulele
păstrează capacitatea de a produce citokine anti -inflamatorii. În mod similar, celulele expuse la
semnale de polarizare generate de M2 pot fi induse rapid pentru exprimarea gen elor
caracteristice fenotipului M1 prin expunerea la LPS sau INF -γ. Este surpinzător faptul că la un
moment dat în cadrul unei populații de macrofage poate exista un amestec de fenotipuri ale
macrofagelor sau macrofage într -o stare de tranziție ce exprimă markeri atât pentru fenotipul
M1 cât și pentru M2 (Brown și colab., 2012).
Toate macrofagele activate, indiferent de starea de polarizare, exprimă niveluri ridicate
de factori de transcriere, care reprezintă reglatorii globali ai expresiei fenotipice (Rose nbauer
și Tenen, 1995). Acești reglatori, în acord cu mecanismele de activare, represiune și interacțiune
între traductorul de semnal și activatorul de transcriere, IRF (interferon reglatory factor),
elementul cAMP receptiv la proteine de legare CCAAT și a lți factori de transcriere sunt
considerați a juca un rol important în polarizarea și întreținerea fenotipurilor specifice
macrofagelor (Brown și colab., 2012). Legarea proteinei la elementul de răspuns la cAMP este

39
un factor de transcriere crucial pentru reglarea IL -10 și argininei -1, care sunt asociate cu
fenotipul M2 și inhibă activarea M1 (Das și colab., 2015).
Acest lucru complex și plasticitatea înalt reglată reprezintă un mecanism protector care
permite gazdei să elaboreze un răspuns adecvat la inter acțiunea cu agentul patogen și de
asemenea, restabilește în mod rapid și eficient homeostazia tisulară în urma unei leziuni.
Dereglările fenotipice ale macrofagelor, incapacitatea de a decide între polarizarea M1 sau M2
și revenirea la starea de bază a țes utului este cunoscută a avea un rol important în starea
inflamatorie sau boala cronică, precum remodelarea tisulară în urma leziunii (Brown și colab.,
2012).
Un răspuns eficient al macrofagelor M1 este reprezentat de asigurarea rezistenței la
infecții bacteriene, provocate atât de bacteriile gram -pozitive, cât și de cele gram -negative.
Astfel, mulți agenți patogeni, precum Salmonella , Brucella și Mycobacterium , au dezvoltat
mecanisme ce interferă cu polarizarea M1. Pe de altă parte, activarea macrofagelor M1 în mod
excesiv sau aproape deloc conduce la inflamații cronice și leziuni tisulare. În patogeneza mai
multor boli inflamatorii, precum ateroscleroză, diabet și glomerulonefrita s -au dovedit a fi
implicate macrofagele M1. La nivelul sistemului nervos, macrofagele M1 au fost asociate cu
scleroză multiplă, accident vascular cerebral, leziuni ale măduvei spinării sau ale creierului.
Trecerea de la macrofagele M1 către macrofagele M2 trebuie să apară în timpul rezoluției
inflamatorii. Macrofagele M2 sunt mai puțin toxice și vulnerabile la celulele gazdă post –
mitotice (de exemplu, neuronii). Cu toate acestea, ca și macrofagele M1, activitatea excesivă
sau necontrola tă a macrofagelor M2 poate conduce la fibroză sau astm (Moreira și Hogaboam,
2011).
În figura de mai jos este reprezentată plasticitatea macrofagelor în repararea țesuturilor.
După o leziune, macrofagele ajung din circulația sistemică prin diapedează la l ocul implantului.
În faza timpurie, unitățile inflamatorii vor conduce spre polarizarea macrofagelor către
fenotipul M1. Macrofagele M1 posedă proprietăți bactericide puterince și IL -12 mediază
răspunsurile celulare ale Th1, care sunt esențiale în stadiile incipiente ale vindecării. În faza
inflamatorie târzie, schimabarea din micromediul leziunii și procesul de curățare a celulelor
apoptotice vor conduce de la polarizarea M1 către M2. M2 sprijină celulele Th2 – cu funcții
efectoare și joacă rol în faza repa ratorie în cazul vindecării leziunii. Macrofagele joacă un rol
important în tranziția vindecării de la rezoluția inflamatorie sau faza proliferativă, conducând
la angiogeneză sau producerea matricei (Das și colab., 2015).

40

Figura 10 – Plasticitatea macrofa gelor în repararea țesuturilor (Adaptat după Das și colab., 2015). PGDF –
factor de creștere derivat din trombocite; TGF – factor de creștere transformant; TNF – factor de necroză
tumoral; VEGF – factor de creștere vascular endotelial.

3.3. Mediatorii inflamatori eliberați ca răspuns la implantarea
biomaterialelor

Inflamația este aceea reacție imună prin care organismul uman răspunde în cazul unui
implant de biomateriale. Acest lucru se realizează atât la nivel celular, cât și la nivel molecular.
În cu rsul procesului de inflamație, macrofagele activate la contactul cu biomaterialul implantat,
pot elibera factori chemotactici, molecule adezive, chemokine și citokine (TNF -α, IL -1, IL -8,
IL-6). Acestea pot stimula la rândul lor o varietate de factori chemo tactici care vor elibera
inclusiv MCP -1 și IL -1, care vor afecta permeabilitatea perețiilor vaselor sangvine (Lin și
colab., 2007). Ulterior, leucocitele vor migra la locul inflamației și își vor exercita funcția de
apărare. Au fost descoperite mai mult de 40 de chemokine care sunt asociate inflamației.
Secreția acestora oferă o direcție de circulație a leucocitelor în țesutul inflamat (Luster, 1998).
Principalele tipuri de celule asociate cu inflamația biomaterialelor sunt reprezentate de
macrofage, leucoc ite, monocite, citokine (TNF -α, IL -1 și IL -12), proteinele macrofagelor
inflamatorii 1 (MIP -1) și interferonul c (IFN -c) (Gorzelanny și colab., 2010).

41
Pentru a înțelege modul prin care inflamația determină distrugerea țesutului este foarte
important să înț elegem legătura dintre inflamație și regenerare. Efectele inflamației în cazul
unui implant, de exemplu osos, sunt rezultatul acțiunii a numeroși mediatori inflamatrori
(Thomas și Puelor, 2011).
Printre mediatorii inflamatori se numără și citokinele. Aces tea sunt implicate în
răspunsul inflamator și sunt reprezentate de: IL -1, IL -6, IL -11, IL -18, TNF -α (Havemose –
Poulsen și Holmstrup, 1997; Horowitz și colab., 2005; Graves, 2008). Aceste citokine sunt
eliberate într -un mod spațial și temporal controlat (Gerstenfeld și colab., 2003; Mountziaris și
Mikos, 2008). Semnalele critice pentru răspunsul inflamator sunt reprezentate de TNF -α, IL -1,
IL-6. Acestea sunt cele mai importante citokine în răspunsul inflamator. TNF -α și IL -1 prezintă
un răspuns bifazic, c e se exprimă cu un nivel ridicat, imediat după ce leziunea s -a produs,
nefiind detectate timp de 72 de ore. La aproximativ 3 -4 săptămâni după leziune, atât IL -1 cât și
TNF -α pot corespunde unor faze timpurii de remodelare tisulară (Kon și colab., 2001).
Citokinele pot fi grupate în acord cu funcția lor în: citokine pro -inflamatorii (TNF -α,
IL-1,IL-6) și citokine anti -inflamtorii ( IL -10, TGF -b). În funcție de inductorii ce activează
macrofagele, acestea sunt capabile să secrete ambele tipuri de citokine. Î n plus, macrofagele
secretă și o gama largă de chemokine pentru a atrage alte celule la locul inflamației sau pentru
a promova fibroza (Wynn, 2008).
Citokinele TNF -α, IL -1, IL -6 sunt în general secretate în faza inflamatorie acută și sunt
implicate în răs punsul contra patogenilor, recurtarea neutrofilelor, precum și diferențierea și
activarea limfocitelor B și T (Duque și Descoteaux, 2014). Numeroase studii au arătat și rolul
acestor citokine în inflamția cronică în boli precum: boli inflmatorii intestina le, artrită
reumatoidă, psoriasis, boala Alzheimer. Printre citokinele ascociate cu inflamația cronică se
numără: IL -3, IL -7, IL -10 și mult altele (Akdis și colab., 2011).
TNF -α este unul din mediatorii implicați în procesele inflamatorii. Aceștia acțione ază
în special printr -o cascadă de semnalizare pe celulele țintă (Tedgui și Mallat, 2006). Un alt rol
îndeplinit de TNF -α este acela de mediator în recrutarea neutrofilelor și macrofagelor la locul
inflamației prin reglarea expresiei moleculelor de adeziun e și celulelor endoteliale, dar și de
stimulator al celulelor conjuctive și endoteliale în producerea de chemokine (IL -8 și MCP -1).
Chemokinele sunt implicate în adeziunea monocitelor, dar și migrarea acestora spre peretele
vasului inflamat. Mai mult de at ât, TNF -α induce sinteaza cicloxigenazei 2 (Huang și colab.,
2000), dar și a oxidului nitric (Vila -del Sol și colab., 2007). TNF -α modifică de asemenea
proprietățile anti -trombotice ale celulelor endoteliale și îmbunătățește în acest mod
mecanismele de coa gulare pe plan local (Esmon, 2004) (Cimpean și colab., 2013).

42
IL-1 are efecte similare TNF -α și ajută la activarea limfocitelor T (Ben -Sasson și colab.,
2009). IL-6 joacă un rol major în tranziția: inflamația acută -inflamație cronică, prin schimbarea
leucocitelor infiltrate (de la monocite la macrofage). IL -6 crește expresia semnalizării în trans
a celulelor endoteliale și prin urmare stimulează acumularea de leucocite la nivelul endoteliului.
Prin urmare, IL -6 prezintă efecte similare asupra limfocitelo r B și T, favorizând răspunsurile
inflamatorii cronice (Gabay, 2006). Se cunoaște foarte bine faptul că IL -6 este o citokină pro –
inflamatorie, însă uneori se comportă ca o citokină anti -inflamatorie (Cimpean și colab., 2013).
IL-6 este importantă în diferențierea osteoblastelor și osteoclastelor. Acesta influențează
expresia factorului de creșere endotelial vascular (Moore și colab., 2001).
IL-10 controlează procesele inflamatorii prin suprimarea expresiei citokinelor pro –
inflamtorii, chemokinelor, celulelor prezentatoare de antigen, monocite, macrofage și celule T
(Moore și colab., 2001).
Implanturile realizate la nivelul genchiului sau șoldului sunt cele mai comune, în fiecare
an se realizează peste 1 milion de astfel de ope rații (Landgraeber și colab., 2014). De obicei,
acești pacienți sunt supuși unor intervenții chirurgicale datorate de obicei de slăbirea asceptică
ascociată cu osteopenia prearticulară, osteoliză focală și infecție. Aceste complicații pot fi
observate în u rma inflamației. Inflamația are loc în urma aculumării unor particule de uzură la
interfața implant – țesut. Acestea induc de obicei un răspuns fagocitar sau interacțiuni directe la
suprafața celulei ( Abu -Amer și colab., 2007). Celulele gazdă, în special m acrofagele rezidente
și fibroblastele, după ce au recunoscut particulele de uzură încep să producă o gama largă de
citokine pro -inflamatorii și factori de creștere ( TNF -α, IL -1, IL -6, IL -8, etc.). Acești factori
sunt capabili să inducă formarea osteoclas telor, care stimulează osteoliza, precum și recurtarea
macrofagelor și limfocitelor ( Mori și colab., 2013). Aceste celule produc mediatori pro –
inflamatori suplimentari care vor spori reacția ( Kzyshkowsha și colab., 2015).
În anul 2002, Brodbeck a studia t influența chimiei de suprafață a materialelor asupra
producției de citokine prin cultivarea de macrofage pe diferite tipuri de suprafețe (anionice,
cationice, hidrofobe, hidrofile). În urma experimentelor, acesta a descoperit o expresie scăzută
a genelor pentru citokina pro -inflamatorie IL -8 și creșterea expresiei genice a citokinei IL -10
anti-inflamtorie pe suprafețe hidrofile și anionice. Analizele următoare au arătat faptul că
suprafețele hidrofile și anionice inhibă adeziunea monocitelor și fuziunea m acrofagelor în
FBGC mediată de IL -4. Din aceste teste s -a ajuns la concluzia că aceste suprafețe promovează
un răspuns anti -inflamator. Ulterior, în anul 2007, Jones a analizat producția de citokine per
celulă și a descoperit o creștere a producției de cit okine pro și anti -inflamatorii la nivelul
suprafețelor hidrofile. În 2011, Chun a făcut studii referitoare la controlul răspunsului

43
macrofagelor atât pe suprafețe hidrofile, cât și hidofobe și a demonstrat faptul că expunerea la
nanostructuri hidrofile de carbon generează cel mai mic răspuns inflamator. Contrar studiilor
de mai sus, s -a demonstrat că producția de citokine nu a fost influențată în mod semnificativ de
diferențele chimice ale biomaterialelor. Chimia suprafeței este dependentă de reacția imună, iar
reacția imună este independentă de chimia suprafeței. Contrar chimiei suprafeței, o proprietate
deosebită a implanturilor care ghidează comportamentul celulei este topografia și rugozitatea
suprafeței. S -a arătat și faptul că topografia suprafeței asu pra funcței macrofagelor poate
modula profilul citokinelor din macrofage la contactul cu biomaterialele (Cimpean și colab.,
2013).

44
CAPITOLUL IV – Strategii de modulare a răspunsului inflamator
la biomateriale

Domeniul biomaterialelor și ingineria tisulară s -a dezvoltat rapid și a descoperit o mare
varietate de soluții în vederea rezolvării multor probleme de sănătate. Biomaterialele joacă un
rol important în industria dispozitivelor implantabile și au îmbunătăț it viețile a milioane de
oameni. În ultimele decenii s -a înregistrat o creștere exponențială a utilizării biomaterialelor în
cadrul ingineriei tisulare. Biomaterialele au progresat sinergic cu celuele stem. Rezultatul
acestui progres a fost generarea de or gane artificiale în combinație cu constructe sintetice, dar
și substituenți obținuți prin bio -inginerie, cum ar fii vase de sânge, valve cardiace, rinichi și căi
respiratorii (Murphy și Atala, 2013). Cu toate acestea, reacțiile adverse imune la biomateria le
reduc calitatea vieții pacienților. Aceste reacții adverse pot duce la vindecare, însă rezultatele
imediate sunt reprezentate de: durere, inflamație excesivă, distrugerea țesutului, iar uneori poate
duce la izolarea sau chiar respingerea dispozitivului medical. Dezvoltarea unor strategii și
soluții de miminizare a efectelor nedorite în utilizarea biomaterialelor reprezintă o provocare
importantă în domeniul biomedical. Odată cu utilizarea unei varietăți de biomateriale în
industria tisulară, un aspect im portant este definirea exactă a interacției biomaterial – gazdă
pentru a modula biologia celuelor imune și a depăși provocările translaționale în medicina
regenerativă (Vishwakarma și colab., 2016).
Imunomodularea realizată în jurul implanturilor, dar și structurile de inginerie tisulară
pot fi realizate prin utilizarea de diferite strategii, cum ar fii:
– Modificarea proprietăților chimice ale biomaterialui de bază
– Controlul eliberării citokinelor pro – și antiinflamatorii din biomateriale
– Modificarea proprietăților fizice la interfața gazdă -biomaterial
– Metode de terapie celulară prin includerea directă a celulelor imune
– Inducerea celulelor care vor ajunge la situsul implantării (Vishwakarma și colab., 2016).
În figura de mai jos se observă cum are loc implantarea unui biomaterial, însoțită de
deteriorarea vaselor de sânge, ce declanșează un răspuns inflamator acut. Această fază începe
cu adsorbția proteinelor de suprafață și formarea matricei provizorii. Matricea prezintă o
cantitate de trombocite care vor ajunge la vasele de sânge rănite și servesc ca un rezervor de
factori de creștere și citokine. Acest lucru are ca rezultat recrutarea de leucocite
polimorfonuclare și mastocite care caracterizează faza inflamatorie acută. Trombocitele vor
secreta ulter ior o serie de factori de creștere, iar prin degranularea neutrofielor și mastocitelor,
macrofagele vor fi recrutate la situsul implanării. Următoarea faza este faza inflamatorie cronică

45
caracterizată de prezența celulelor mononucleare. După activare, mono citele recrutate la nivelul
sângelui periferic se pot diferenția în macrofage. În timpul fazei inițiale de inflamație cronică
are loc o creștere a macrofagelor pro inflamatorii la situsul leziunii. Prin stimularea limfocitelor
Th are loc polarizarea popula ției de macrofage care se poate schimba în fenotipul M2. Când are
loc această schimbare, celulele țesutului afectat sunt stimulate spre regenerare. În cazul în care
nu are loc polarizarea macrofagelor spre fenotipul M2, faza inflamatorie cronică va duce la
fibroza țesutului (Vishwakarma și colab., 2016).

Figura 11 – Prezentarea generală a răspunsului imun la biomateriale (Adaptat după Vishwakarma și
colab., 2016).

În figura de mai jos este reprezentată activarea monocitelor în macrofage tisulare mature
prin celulele inflamatorii ale gazdei (joacă rol central în remodelarea țesutului și integrarea la
interfața biomaterial -gazdă). Diverse strategii (1) includ utilizar ea proprietăților fizice ale
biomaterialului (rigiditatea sau topografia) pentru a controla adsorbția proteinelor specifice. În
acest mod, adeziunea monocitelor și polarizarea macrofagelor poate fi adaptată. (2.1) Utilizarea
de acoperiri non-biofouling previne adeziunea proteinelor la suprafața biomaterialului. (2.2)
Utilizarea componentelor ECM controlează adeziunea monocitelor și perturbă activitatea

46
ulterioară a macrofagelor M1 sau induc activarea macrofagelor M2. (2.3) Utilizarea
hidrogelurilor este ut ilizată pentru izolarea implantului de celulele sistemului imunitar și astfel,
limitează răspunsul inflamator. (3.1) Utilizarea acoperirilor de suprafață pentru eliberarea
agenților anti -inflamatori solubili. (3.2) Utilizarea particulelor încorporate în bi omaterial pentru
livrarea de agenți antiinflamatori solubili. (3.3) Utilizarea sistemelor de eliberare a genelor
implicate în secreția de agenți anti -inflamatori în celulele vii. (4) Utilizarea celulelor imune
seretoare de citokine pro -anginogenice și pro -regeneratoare.

Figura 12 – Reprezentarea schematică a diverselor strategii ce pot fi utilizate în imunomodularea din
jurul implanturilor și structurilor de inginerie tisulară (Adaptat după Vishwakarma și colab., 2016).

Au fost realizate mai multe înce rcări în ceea ce privește atenuarea răspunului inflamator
al gazdei în momentul implantării unui biomaterial. Acest lucru a condus la obținerea de
materiale imune de izolare pentru acoperirea suprafeței implantului (Bridges și colab., 2008).
Modificarea st rategiilor în ceea ce privește suprafața tradițională, cum ar fii periile și filmele de
polimeri hidrofili denși non-biofouling care lucrează în mod pasiv pentru reducerea adsorbției
proteinelor, activarea leucocitelor și adeziunea în ceea ce privește redu cerea apariției FBR.
Hidrogelurile permeabile prezintă proprietăți unice în ceea ce privește conținutul ridicat de apă,
ușurința cu care transportă solutul și posibilitatea de a avea diferite grupări active pentru
anumite modificări chimice (Colier și cola b., 2004). Aceste strategii pasive au fost demonstrate

47
in vitro și în timpul perioadei de inflamație acută (la câteva zile de la implantare), însă nu sunt
stabile pe termen lung și nu au fost favorabile în momentul apariției inflamației cronice in vivo .
Mai multe teste realizate in vitro au arătat că nanotuburile de dioxid de titanium (TiO 2)
au scăzut semnificativ activitatea inflamatorie a macrofagelor în ceea ce privește expresia
genelor pentru citokine și chemokine, inducerea celulelor gigant ale corpu lui străin (FBGCs) și
eliberarea oxidului nitric (NO). S -a constatat că are loc o diminuare a răspunului inflamator
indus de LPS, comparativ cu suprafața plană de Ti. Rezultatele testelor sugerează faptul că
nanotuburile de dioxid de titanium modulează răs punsul macrofagelor în infecții (Neacșu și
colab., 2014). A fost sugerat faptul că interacțiunile nanotuburilor de TiO 2 atenează răspunsul
inflamator, însă nu există dovezi clare în ceea ce privește răspunsul macrofagelor la aceste
nanostructuri. Singura dovadă care a fost observată este adeziunea și proliferarea celulelor
(Chamberline și colab., 2011). În ciuda fenotipului transformat, linia de celule RAW 264.7 este
foarte utilizată pentru studiile inflamației datorită răspunsului foarte reproductibil la
Escherichia coli care poate imita stimulii bacterieni (Ion și colab., 2014; Ji și colab, 2012; Lin
și colab, 2009; Mindroiu și colab.,2013; Refai și colab, 2004).
Polarizarea macrofagelor în timpul reacției provocate de implant implică recunoașterea
mater ialelor străine de către receptorii de suprafață. Receptorii macrofagelor specifice și
semnalizarea intracelulară în momentul recunoașterii biomaterialelor sunt slab caracterizate.
Proteinele adsorbite pe suprafața biomaterialului joacă un rol important în recunoașterea
implantului și inițierea reacției la corp străin. Aceste proteine sunt recunoscute în special de
integrinele macrofagelor , inclusiv antigenul 1 al macrofagelor și integrina de legare Arg -Gly-
Asp: αvβ3, αvβ5 și α5β1. Integrinele sunt i mplicate atât în adeziunea inițială a biomaterialelor,
cât și în medierea răspunsului inflamator și reglarea extinderii încapsulării fibrotice. În
macrofagele umane, receptorul recunoaște particulele de aliaj de titan, urmat de semnalizare cu
ajutorul fact orilor de transcriere și inducerea TNF -α și expresia IL -6 (Kzyshkowsha și colab.,
2015).
Majoritatea studiilor au arătat că macrofagele mediază un răspuns inflamator nedorit
asupra implantului ceea ce duce la o funcție slabă a dispozitivelor medicale implantate. Mai
multe abordări au fost explorate pentru a modula inflamația indusă de implant prin manipularea
fenotipului macrofagelor. Aceste abordări includ repolarizarea locală a macrofagelor spre un
fenotip anti -inflamator, modificarea topografiei sup rafeței implantului, precum și aplicarea
unor straturi de implant anti -inflamatorii.
În figura de mai jos sunt reprezentate reacțiile adverse ale macrofagelor la materiale
implantabile și diverse strategii de imunomodulare. Ca răspuns la contactul direct cu implantul,

48
derivate de implant ce prezintă pe suprafață resturi de uzură, proteine adsorbite, bacterii și
DAMP ( Damage -associated molecular patterns) , macrofagele reglează expresia și secetă
mediatori pro -inflamatori ce au ca rezultat inflamația cro nică și respingerea implantului.
Strategiile actuale de imunomodulare sunt reprezentate de acoperirile anti -inflamatorii,
repolarizarea locală a macrofagelor M2 și modificarea topografiei suprafeței biomaterialului .
S-a demonstrat că aceste strategii d iminuează încapsularea fibrotică a implantului,
îmbunătățește vindecarea și funcția implantului (Kzyshkowsha și colab., 2015).

Figura 13 – Reacțiile adverse ale macrofagelor la materiale implantabile și diverse strategii de
imunomodulare (Adaptat după Kzyshkowsha și colab., 2015 ).

O problemă majoră în ingineria biomedicală este aceea că într -un biomaterial ce
urmează să fie imp lantat nu putem avea toate proprietățile dorite. De exemplu, metale oferă
cele mai bune proprietăți mecanice pentru aplicațiile portante, însă, chiar și metalele cele mai

49
biocompatibile (de exemplu, titan), nu poate fi remodelat de către gazdă sau degrada t de către
celulele sistemului imun. Răspunsul la aceste biomateriale, comparativ cu biomaterialele
naturale, este în general inferior. În unele cazuri, o integrare nu tocmai potrivită sau o inflamație
cronică pot duce la probleme majore cum ar fi osteoli ză sau respingerea implantului. Pentru a
îmbunătății succesul implantului se utilizează acoperiri subțiri, deoarece acestea oferă o
suprafață mai biocompatibilă, fără modificări semnificative ale proprietăților biomaterilalului
implantat. Pentru a reduce răspunsul imun la materiale implantabile, cea mai comună metodă
este acoperirea acestora cu biomateriale care îmbunătățesc integrarea acestora. În general sunt
utilizați polimeri naturali: colagen, hialuronat, alginat, chitosan. O altă modalitate este
utilizarea unor acoperiri care să reducă adsorbția proteinelor și să limiteze interacțiunea
celulelor imune ale gazdei cu suprafața implantului. S -a demonstrat că atașarea și maturarea
celulelor sunt strâns legate de proprietățile lor de adeziune, în funcț ie de substrat, matrice
extracelulară. Profilul de eliberare al citokinelor poate arăta diferențe semnificative și afectează
inducerea limfocitelor Th1/Th2. În plus, pentru un control mai specific al intereacțiunii, astfel
de modificări ale suprafeței au fost efectuate cu ajutorul moleculelor imunomodulatoare (de
exemplu, CD200), ceea ce a condus la o scădere semnificativă a reacției la corp străin într -un
model subcutanat (Kzyshkowsha și colab., 2015).
Trebuie să avem în vedere și compoziția stratul ui de biomaterial pentru a preveni
reacțiile nedorite. În unele cazuri, excluderea adsorbției proteinelor ar putea reprezenta o
strategie viabilă. Biomaterialele alese pentru această aborbdare sunt reprezentate de polimeri
sintetici, în general foarte hidr ofili, cum ar fii PEG, oxid de polietilenă sau PVA (polivinil
alcool). Acest tip de biomateriale previn infecțiile legate de implant, dar și formarea biofilmului.
Polimerii peptidomimetici, proiectați să conțină regiuni scurte și legări stânse, rezistente la apă,
pentru suprafețe, iar restul este compus dintr -un oligomer de glicină de lungime variabilă
compusă pentru a asigura rezistență la biodepuneri. Pentru polimerii naturali, problema
generală este reprezentată de degradare, pierderea funcției în timp, dar și a viabilității
(Kzyshkowsha și colab., 2015).

50

Figura 14 – Exemple de comportament al macrofagelor pe diferite suprafețe. Suprafețele polimerice au
fost tratate cu plasmă sau gravate chimic (condițiile de gravare sunt notate în parte de sus a imagin ii).
Fenomenele fizice ale suprafeței tratate au avut efecte semnificative asupra morfologiei macrofagelor,
în special în raport cu numărul de filopodii și nivelul de răspândire al celulei (Adaptat după Demanik și
colab., 2014 ).

O altă strategie de imuno modulare este utilizarea unor componente ale matricei
extracelulare biomimetice. Structurile care imită sau utilizează direct componentele matricei
extracelulare pot crea un micromediu care poate conduce la realizarea mecanismelor normale
de vindecare a ră nilor și leziunilor. A fost demonstrat faptul că o concentrație mare a
hialuronatilui (HA) de sodiu poate perturba semnificativ IL -6, INF -γ, MCP -1 mediat de
macrofagele M1 activate, iar uneori poate induce citokinele M2 legate de IL -1. Efectul poate
depind e de gradul de sulfatare al HA, deoarece glicozaminoglicanii sulfatați interacționează cu
citokinele și factorii de creștere și au efect direct asupra bioactivității lor. Au fost construite
acoperiri de suprafață din matrice extracelulară artificială și s -a constatat că reduc inflamația cu
scopul de a preveni activarea macrofagelor M1. Acestea sunt un factor determinant pentru
vindecarea din jurul implanturilor (Demanik și colab., 2014 ).
Pentru o mai bună înțelegere a rolului pe care îl au celulele imune adaptative în
remodelarea și regenerarea țesuturilor, au fost realizate modalități atractive pentru
îmbunătățirea funcționalității medicinei regenerative și implanturilor. Există o varieta te de
strategii disponibile pentru a orchestra inițierea răspunsului imun la structurile implantate. Cu
toate acestea, răspunsul imun este strict reglat, atât spațial cât și temporar. În afară de controlul

51
imun înnăscut adaptativ, următoarea linie de contr ol ar putea fi imunitatea adaptativă prin
intermediul răspunsurilor limfocitelor B și T. Unele dintre cele mai frecvente biomateriale
utilizate (polimerii sintetici, cermaica) s -ar putea lipsi de răspunsul imunologic adaptativ
datortită lipsei de competenț ă imunologică potențială. Noile generații de biomateriale, care
includ componente hibride organice și anorganice, structuri peptidice sintetice și componente
polimerice ce răspund celular sunt utilizate din ce în ce mai mult, tinându -se cont de răspunsul
imun adaptativ la structura biomaterialului. De exemplu, pentru a putea proiecta un lanț de
polipeptide ce se auto -asamblează este important să cunoaștem dacă secvența și structura
modului proiectat seamănă cu antigenul și pot avea un epitop funcțional care va declanșa
imunitatea adaptativă. Pentru a optimiza răspunsul imun adaptativ la biomateriale este necesară
atașarea leucocitelor. În viitor, sistemele cu performanțe ridicate care vor imita cel mai bine
FBR in vitro vor permite elucidarea răspunsului spe cific la biomateriale în timp real. Acestea
vor îmbunătăți în mod substanțial capacitatea de a indentifica și controla răspunsul imun la
biomateriale (Kzyshkowsha și colab., 2015).

52
Concluzii

Inflamația mediată de biomateriale reprez intă o problemă complexă, ce limitează
implantarea dispozitivelor și influențează starea de sănătate a pacientului;
S-au depus eforturi semnificative asupra dezvoltării unor tratamente pasive non-biofouling care
să prevină adsorbția proteinelor și adeziun ea leucocitelor, precum și aborbări mecanice active
pentru administarea agenților anti -inflamatori. In vitro , noile strategii utilizate au redus
adsorbția proteinelor și aderența celulară, însă încapsularea fibroasă și răspunsurile inflamatorii
adverse sun t încă evidente. Chair dacă acoperirile polimerice actuale modulează cu succes
răspunsurile inflamatorii acute, noile strategii vor fi esențiale pentru extinderea duratei de viață
in vivo și a performațelor dispozitivelor implantate. Proiectarea acoperiril or de suprafață va
trebui să fie specifică fiecărei aplicații pentru a obține răspunsul dorit in vivo .
În ultima perioadă, implanturile biologice interactive dobândesc un interes din ce în ce mai
mare. Materialele sensibile la stimuli și moleculele biomi metice pot fi capabile să direcționeze
în mod activ comportamentul și activitatea celulelor în jurul implantului, ceea ce va încuraja
interacțiunile ce sunt de dorit.
De asemenea este importantă și integarea cu succes a dispozitivului implantat cu țesut ul
înconjurător și regenerarea microvascularizației deteriorate. Integrarea țesuturilor este deosebit
de importantă. În plus, furnizarea de factori angiogenetici poate facilita performanța in vivo a
biosenzorilor implantați prin compensarea fibrozei tisula re. Cu toate acestea, progresul în
dezvoltarea eficace și pe termen lung a materialelor implantabile, inclusiv biosenzori, vor
necesita integrarea mai multor strategii și discipline, precum și testarea riguroasă a modelelor
in vivo .
Mai mult de atât, diferitele tipuri de celule interacționează și duc la răspunsuri
specifice. Înțelegerea acestor mecanisme ne va permite să modificăm și să influențăm aceste
interacții, iar în cele din urmă putem ajunge la dispozitive ce prezintă o biocompatibilitatea mai
mare. Fiecare implant denaturat va induce un răspuns la corp străin natural, de aceea trebuie să
ținem cont de amploarea și intensitatea biocompatibilității. Prin urmare, orice definiție a
biocompatibilității trebuie legată de un anumit material care se b azează pe o evaluare
cantitativă a populației celulare ce înconjoară implantul, nu doar tipurile celulare ce apar în acel
loc.

53
BIBLIOGRAFIE:

1. Abu-Amer Y, Darwech I, Clohisy J, 2007, Aseptic loosening of total joint
replacements: mechanisms underlying osteolysis and potential therapies, Arthritis Res.
Ther. , 9;
2. Ajaykumar V, Nupura S, Marta B, Jeroen R, Mehmet R, Amir , Nihal E, Ali K, 2016,
Engin eering Immunomodulatory Biomaterials To Tune the Inflammatory Response,
Trends Biotechn., 34: 470 -482;
3. Akdis M, Burgler S, Crameri R, Eiwegger T, Fujita H, Gomez E, Klunker S, Meyer
N, O’Mahony L, Palomares O, Rhyner C, Ouaked N, Schaffartzik A, Van De Ve en W,
Zeller S, Zimmermann M, Akdis C, 2011, Interleukins, from 1 to 37, and interferon –
gamma: receptors, functions, and roles in diseases , Immunol. 127: 701 –721;
4. Ambrose CG și Clanton TO, 2004, Bioabsorbable implants: review of clinical
experience in orth opedic surgery, Ann Biomed Eng., 32: 171 –7;
5. Anderson J, 2001, Biological Responses to materials, Annu. Rev. Mater. Res ., 31: 81 –
110;
6. Anderson J, Rodriguez A, Chang D, 2008, Foreign Body Reaction to Biomaterials,
Semin. Immunolog , 20: 86 -100;
7. Andersson, J, Ekdahl K, Lambris J, Nilsson B, 2005, Binding of C3 fragments on top
of adsorbed plasma proteins during complement activation on a model biomaterial
surface, Biomaterials, 26: 1477 –1485;
8. Arango D, Descoteaux A, 2014, Macrophage cytokines: inv olvement in immunity and
infectious diseases, Front. Immunol. , 5, 491;
9. Ben-Sasson S.Z, Hu -Li J, Quiela J, Cauchetaux S, Ratner M, Shapira I, Dinarello C.A,
Paul W.E, 2009, IL -1 acts directly on CD4 T cells to enhance their antigen -driven
expansion and diff erentiation, PNAS , 106: 7119 –7124;
10. Bridges A, Garcia A, 2008, Anti-Inflammatory Polymeric Coatings for Implantable
Biomaterials and Devices, J Diabetes Sci Technol, 2, 6;
11. Bridges A.W, 2008, Reduced acute inflammatory responses to microgel conformal
coati ngs, Biomaterials , 29: 4605 –4615;
12. Brodbeck W.G, Nakayama Y, Matsuda T, Colton E, Ziats N.P, Anderson J.M, 2002,
Biomaterial surface chemistry dictates adherent monocyte/macrophage cytokine
expression in vitro, Cytokine, 18: 311 –319;

54
13. Brown B, Ratner B, Goodman S, Amar S, Badylack S, 2012, Macrophage polarization:
An opportunity for improved outcomes in biomaterials and regenerative medicine,
Biomaterials , 33: 3792 -3802;
14. Chamberlain ML, Brammer SK, Johnston WG, Chien S, Jin S, 2011, Mac rophage
inflam -matory response to TiO2nanotube surfaces, J Biomater Nanobiotechnol ;2:293 –
300;
15. Chun Y.W, Wang W, Choi J, Nam T.H, Lee Y.H, Cho K.K, Im Y.M, Kim M, Gwon
Y.H, Kang S.S, Lee J.D, Lee K, Khang D, Webster T.J, 2011, Control of macrophage
respons es on hydrophobic and hydrophilic carbon nanostructures, Carbon , 46: 2092 –
2103;
16. Cimpean A, Ion R, Gordin D.M, Neacșu P, Mitran V, Gloriant T, 2013, Biomaterials
as Modulators of the Macrophage Inflammatory Response, Biomaterials , 11: 375 -412;
17. Collier T.O, 2004, Inhibition of macrophage development and foreign body giant cell
formation by hydrophilic interpenetrat -ing polymer network, J. Biomed. Mater. Res. A ,
69: 644 –650;
18. Damanik F. F, Rothuizen T. C, van Blitterswijk C, Rotmans J. I, Moroni L, 2014,
Toward s an in vitro model mimicking the foreign body response: tailoring the surface
properties of biomaterials to modulate extracellular matrix, Sci. Rep. , 4: 6325;
19. Das A, Sinha M, Datta S, Abas M, Chaffe S, Sen C, Sashwati R, 2015, Monocyte and
Macrophage Plas ticity in Tissue Repair and Regeneration, Am J Pathol , 185: 2596 –
2606;
20. Destouet JM, Monsees BS, Oser RF, Nemecek JR, Young VL, Pilgram TK, 1992,
Screening mammography in 350 women with breast implants: prevalence and findings
of implant complications, AJR Am J Roentgenol , 159: 973 –8;
21. Dey A, Allen J, Hankey -Gibilin P, 2015, Ontogeny and polarization of macrophages in
inflammation: blood monocytes versus tissue macrophages, Front Immuno , 5: 1 -15;
22. Dey A, Allen J, Hankey -Giblin P, 2015, Ontogeny and polarizatio n of macrophages in
inflammation: blood monocytes versus tissue macrophages, Front Immunol , 10: 33 -89;
23. Doherty P, 2009, Inflammation, Carcinogenicity and Hypersensitivity, BMM, Roger
Narayan, Springer , 201 -209;
24. Esmon C.T, 2004, The impact of the inflammatory response on coagulation, Thromb.
Res., 114: 321 –327;

55
25. Franz S, Rammelt S, Scharnweber D, Simon J, 2011, Immune responses to implants e
A review of the implications for the design of immunomodulatory biomateri als,
Biomaterials , 32: 6692 -6709;
26. Gabay C, 2006, Interleukin -6 and chronic inflammation, Arthritis Res. Ther. , 8: S3;
27. Gerstenfeld LC, Cullinane DM, Barnes GL, Graves DT, Einhorn TA, 2003, Fracture
healing as a post -natal developmental process: molecular, s patial, and temporal aspects
of its regulation , J Cell Biochem , 88: 873 -884;
28. Gorbet MB, Sefton MV, 2004, Biomaterial -associated thrombosis: roles of coagulation
factors, complement, platelets and leukocytes, Biomaterials, 25: 5681 –703;
29. Gorzelanny C, Pöppelmann B, Pappelbaum K, Moerschbacher BM, Schneider SW.,
2010, Human macrophage activation triggered by chitotriosidase -mediated chitin and
chitosan degradation, Biomaterials , 33: 8556 –63;
30. Gratchev A, Kzhyshkowska J, Utikal J, Goerdt S, 2 005, Interleukin -4 and
dexamethasone counterregulate extracellular matrix remodelling and phagocytosis in
type-2 macrophages, Scand J. Immunol., 61: 10 –17;
31. Graves D, 2008, Cytokines that promote periodontal tissue destruction , J Periodontol ,
78: 1585S -1591 S;
32. Haas A, 2007, The phagosome: compartment with a license to kill, Traffic , 8: 311 –30;
33. Havemose -Poulsen A, Holmstrup P, 1997, Factors affecting IL -1-mediated collagen
metabolism by fibroblasts and the pathogenesis of periodontal disease: a review of the
literature, Crit Rev Oral Biol Med , 8: 217 -236;
34. Horbett T, 2004, The role of adsorbed proteins in tissue response to biomaterials,
Elsevier Academic Press, Biomaterials Science: An Introduction to Biomaterials in
Medicine, San Diego, U.S.A., 237–246;
35. Horo witz M, Kacena M, Lorenzo J, 2005, Genetics and mutations affecting osteoclast
development and function. In: Bone resorption, London: Springer -Verlag , 91-107;
36. Hu W.J, Eaton J.W, Ugarova T.P, Tang L, 2001, Molecular basis of biomaterial
mediated foreign body reactions, Blood, 98: 1231 –1238;
37. Huang Z.F, Massey J.B, Via D.P, 2000, Differential regulation of cyclooxygenase -2
(COX -2) mRNA stability by interleukin -1 beta (IL -1 beta) and tumor necrosis factor –
alpha (TNF -alpha) in human in vitro differentiated macrophages, Biochem.
Pharmacol. , 59: 187 –194;

56
38. Ion R, Gordin DM, Mitran V, Osiceanu P, Dinescu S, Gloriant T, 2014, In vitro bio –
functional performances of the nove l superelastic beta -typeTi –23Nb –0.7Ta –2Zr–0.5N
alloy, Mater Sci Eng C , 35: 411 –9;
39. Jablonski , Amici S, Webb L, Juan de Dios R, Popovich P, Partida -Sanchez S, Guerau –
de-Arellano M, 2015, Novel Markers to Delineate Murine M1 and M2 Macrophages,
PLoS ONE , 10: e0145342;
40. Ji G, Zhang Y, Yang Q, Cheng S, Hao J, Zhao X, 2012, Genistein suppressesLPS –
induced inflammatory response through inhibiting NF -kB following AMPkinase
activation in RAW 264.7 macrophages, PLoS ONE , 7: 53101;
41. Jones J.A, Chang D.T, Meyerson H, C olton E, Kwon I.K, Matsuda T, Anderson J.M,
2007, Proteomic analysis and quantification of cytokines and chemokines from
biomaterial surface -adherent macrophages and foreign body giant cells, J. Biomed.
Mater. Res., 83: 585 –596;
42. Jun-Yeong S, Kee -Yong H, Y oung -Hoon K, Joo -Hyun A, 2016, Foreign Body
Reaction after Implantation of a Device for Intervertebral Assisted Motion, J Korean
Neurosurg Soc , 59 : 647 -649;
43. Keselowsky B.G, Bridges A.W, Burns K.L, Tate C.C, Babensee J.E, LaPlaca M.C,
Garcia A, 2007, Rol e of plasma fibronectin in the foreign body response to
biomaterials, Biomaterials, 28: 3626 –3631;
44. Kon T, Cho TJ, Aizawa T, Yamazaki M, Nooh N, Graves , 2001, Expression of
osteoprotegerin, receptor activator of NF -kappaB ligand (osteoprotegerin ligand) an d
related proinflammatory cytokines during fracture healing, J Bone Miner Res , 16:
1004 -1014;
45. Kumaravelu P, 2002, Quantitative developmental anatomy of definitive
haematopoietic stem cells/ long -term repopulating units (HSC/RUs): role of the aorta –
gonad -mesonephros (AGM) region and the yolk sac in colonisation of the mouse
embryonic liver, Development , 129: 4891 –4899;
46. Kzhyshkowska J, Gudima A, Riabov V, Dollinger C, Lavalle P, Engin Vrana N,
2015, Macrophage responses to implants: prospects for persona lized medicine, JLB, 6
:953-962;
47. Landgraeber S, J¨ager M, Jacobs JJ, Hallab NJ, 2014, The pathology of orthopedic
implant failure is mediated by innate immune system cytokines, Mediators Inflamm,
185150;

57
48. Lavin Y, Mortha A, Rahman A, Merad M, 2015, Regu lation of macrophage
development and function in peripheral tissues, Nat. Rev. Immunol ., 15: 731 –744;
49. Lawrence T, Gilroy DW, 2007, Chronic inflammation: A failure of resolution, Int. J.
Exp. Path., 88: 85–94;
50. Lin CW, Chen LJ, Lee PL, Lee CI, Lin JC și Chiu JJ, 2007, The inhibition of TNF –
alphainduced E -selectin expression in endothelial cells via the JNK/NF -kappaB
pathways by highly N -acetylated chitooligosaccharides, Biomaterials, 28: 1355 –66;
51. Lin NJ, Hu H, Su ng L, Lin -Gibson S, 2009, Quantification of cell response to
polymericcomposites using a two -dimensional gradient platform, Comb Chem
HighThroughput Screen , 12: 619 –25;
52. Luster AD, 1998, Chemokines – chemotactic cytokines that mediate inflammation, N
Eng J Med, 338: 436 –45;
53. McNally AK, Jones JA, Macewan SR, Colton E, Anderson JM, 2008, Vitronectin is a
critical protein adhesion substrate for IL -4-induced foreign body giant cell formation,
J. Biomed. Mater. Res. A., 86: 535 –543;
54. Mindroiu M, Ion R, Pirvu C, Ci mpean A., 2013, Surfactant -dependent macrophage
responseto polypyrrole -based coatings electrodeposited on Ti6Al7Nb alloy, Mater Sci
EngC , 33: 3353 –61;
55. Moore KW, De Waal Malefyt R, Coffman RL, O’Garra A, 2001, Interleukin -10 and
the interleukin -10 receptor, Annu. Rev. Immunol., 19: 683 –765;
56. Moreira AP, Hogaboam CM, 2011, Macrophages in allergic asthma: fine -tuning their
pro- and anti -inflammatory actions for disease resolution, J Interferon Cytokine Res. ,
31: 485 –491;
57. Mori G, D’Amelio P, Faccio R, Brunetti G, 2013, The interplay between the bone and
the immune system, Clin. Dev. Immunol. , 720504;
58. Mosser DM, Edwards JP, 2008, Exploring the full spectrum o f macrophage activation,
Nat. Rev. Immunol., 8: 958 –969;
59. Mountziaris PM, Mikos AG, 2008, Modulation of the inflammatory response for
enhanced bone tissue regeneration, Tissue Eng Part B Rev, 14: 179 -186;
60. Murphy SV, Atala A, 2013, Organ engineering – combi ning stem cells, biomaterials,
and bioreactors to produce bioengi -neered organs for transplantation, Bioessays , 35:
163–172;
61. Naito M,1996, Development, differentiation, and phenotypic heterogeneity of murine
tissue macrophages, J. Leukoc. Biol. , 59:133 –138;

58
62. Neacșu P, Mazareb A, Cimpeana A, Parkc J, Costache M, Schmukib P, Demetrescu
I, 2014, Reduced inflammatory activity of RAW 264.7 macrophages on titaniananotube
modified Ti surface, The International Journal of Biochemistry & Cell Biology , 55:
187–195;
63. Nolan CM, Reyes CD, Debord JD, García AJ, Lyon LA, 2005, Phase transition
behavior, protein adsorption, and cell adhesion resistance of poly(ethylene glycol)
cross -linked microgel particles, Biomacromolecules , 6: 2032 –9;
64. Nuss MR, Rechenberg B, 2008, Biocom patibility Issues with Modern Implants in Bone
– A Review for Clinical Orthopedics, Open Orthop J, 66-78;
65. Refai AK, Textor M, Brunette DM, Waterfield JD, 2004, Effect of titanium surface
topogra -phy on macrophage activation and secretion of proinflammatory cytokines
andchemokines, J Biomed Mater Res , 70: 194 –205;
66. Rosenbauer F, Tenen DG, 2007, Transcription fac tors in myeloid development:
balancing differentiation with transformation, Nat Rev Immunol .; 7:105 –117;
67. Stout RD, Walkins SK, Suttles J, 2009, Functional plasticity of macrophages: in situ
reprogramming of tumor -associated macrophages , J. Leukoc. Biol., 86: 1105 -1109;
68. Tang L, Jennings TA, Eaton J, 1998, Mast cells mediate acute inflammatory responses
to implanted biomaterials, Proc. Natl. Acad. Sci. USA, 95: 8841 –8846;
69. Tavian M, Péault B, 2005, Embryonic development of the human hematopoietic
system, Int. J. Dev. Biol. , 49:243 –250;
70. Tedgui A, Mallat Z, 2006, Cytokines in atherosclerosis: Pathogenic and regulatory
pathways, Physiol. Rev ., 86: 515 –581;
71. Thevenot PT, Baker DW, Weng H, Sun MW, Tang L, 2011, The pivotal role of
fibrocytes and mast cells in media ting fibrotic reactions to biomaterials, Biomaterials,
32: 8394 –8403;
72. Thomas MV, Puelo DA, 2011, Infection, Inflammation and Bone Regeneration: a
Paradoxical Relationship, Crit Rev Oral Biol Med, 90: 1052 -1061;
73. Unsworth LD, Sheardown H, Brash JL, 2005, Pol yethylene oxide surfaces of variable
chain density by chemisorption of PEO -thiol on gold: adsorption of proteins from
plasma studied by radiolabelling and immunoblotting, Biomaterials , 26: 5927 –33;
74. Vila-del Sol V, Diaz -Munoz MD, Fresno M, 2007, Requiremen t of tumor necrosis
factor α and nuclear factor -kB in the induction by IFN -β of inducible nitric oxide
synthase in macrophages, J. Leukoc. Biol., 81: 272 –283;

59
75. Vishwakarma A, Sharpe P, Shi S, Ramalingram M, 2014, Stem Cell Biology and Tissue
Engi -neering in Dental Sciences, Academic Press, 9780123977786;
76. Wang C, YuB, Knudsen B, Harmon J, Moussy F, Moussy Y, 2008, Synthesis and
performance of novel hydrogels coatings for implantable glucose sensors,
Biomacromolecules , 9: 561 –7;
77. Williams DF, 2008, On the mecha nisms of biocompatibility, Biomaterials , 29: 2941 –
2953;
78. Williams, 1985, Biocompatibility of orthopedics implants, BMM , 78: 677 –685;
79. Wilson CJ, Clegg RE, Leavesley DI, Pearcy MJ, 2005, Mediation of biomaterial -cell
interactions by adsorbed proteins: A revie w, Tissue Eng., 11: 1 –18;
80. Wisniewski N, Moussy F, Reichert WM, 2000, Characterization of implantable
biosensor membrane biofouling, Fresenius J Anal Chem, 366: 611 –21;
81. Wu AC, Raggatt LJ, Alexander KA, Pettit AR, 2013, Unraveling macrophage
contributions to bone repair, Bonekey Rep. , 2: 373;
82. Wynn TA, 2008, Cellular and molecular mechanisms of fibrosis, J.Pathol, 214: 199 –
210;
83. Yan-Cun L, Xian -Biao Z, Yan -Fen C, Yong -Ming Y, 2014, Macrophage Polarization
in Inflammatory Diseases, Int. Biol. J. Sci., 10: 520 -529;
84. Zigmond E, 2014, Infiltrating monocyte -derived macrophages and resident kupffer
cells display different ontogeny and fu nctions in acute liver injury. J. Immunol ., 193:
344–353;