Local antibacterial depot systems in the treatment of bone and joint infection (review)

Full Text

ВВЕДЕНИЕ

Костно-суставная инфекция является большой проблемой современной медицины. Это грозное и сложно излечимое заболевание, которое может развиться после травмы (73,21%) или хирургических (ортопедических) вмешательств (15,03%) [1] и включает такие патологии, как хронический остеомиелит и перипротезная инфекция (ППИ). Удельный вес хронического остеомиелита в структуре заболеваний опорно-двигательной системы достигает 3–5% [2], при этом встречаемость остеомиелита в послеоперационном периоде составляет 2–22,4% [3]. ППИ развивается в 5–6% случаев после первичного тотального эндопротезирования крупных суставов и в 4–10% случаев [4] после ревизионного эндопротезирования, а по другим отдельным сообщениям — достигает 15% случаев [5]. При этом рецидивирование хронического остеомиелита отмечается в 10–40% случаев [2], а ППИ после реэндопротезирования — в 36% [6, 7].

Развитию костно-суставной инфекции способствуют условно-патогенные и вирулентные микроорганизмы, образующие трудно поддающиеся лечению трёхмерные микробные биоплёнки. Теория существования микробов в составе биоплёнок была сформулирована ещё в 1978 году. Достоверно установлена этиологическая роль микробных биоплёнок в развитии 60–80% хронических и рецидивирующих инфекций [8, 9].

В более 73,5% наблюдений возбудителями инфекции являются грамположительные бактерии (Грам(+)), среди которых лидируют Staphylococcus aureus (S. aureus) [10, 11], Staphylococcus epidermidis (S. epidermidis) и представители рода Enterococcus. Доля грамотрицательных микроорганизмов (Грам(-)), к которым относятся Pseudomonas aeruginosa, Klebsiella pneumoniae, Acinetobacter baumannii, Escherichia coli и др., составляет 5–35% [12, 13]. Хотя Грам(-) возбудители в этиологической структуре составляют относительно небольшую долю, в последние годы отмечается неуклонная тенденция к ежегодному росту не только частоты их встречаемости, но и антибиотикорезистентности. Нередки случаи, когда источником заражения является полимикробная инфекция (10–20%) — существование в условиях биоплёнки двух и более микроорганизмов [10, 12].

Формирование микробных биоплёнок — генетически запрограммированный процесс, течение которого имеет 5 последовательных стадий — от адгезии планктонных форм к поверхности кости/имплантата до созревания и дисперсии [8, 9, 14, 15], и занимающий в общей сложности 12–18 часов [16]. Разные виды микроорганизмов имеют различную степень приверженности к биоплёнкообразованию. При сравнении между распространёнными представителями Грам(+) микрофлоры S. epidermidis, в частности MRSE, обладает более выраженной способностью к формированию биоплёнок по сравнению с S. aureus [17]. В случае сравнения с Грам(-) флорой оба эти вида уступают P. aeruginosa (р <0,05) [18].

Находясь в биоплёнках, микроорганизмы способны приобретать высокую антибиотикорезистентность благодаря многочисленным механизмам, одним из которых является конъюгация — обмен генетическим материалом лекарственной устойчивости не только между одним видом бактерий, но и между разными видами. Считается, что конъюгация в биоплёнках происходит в 10–500 раз чаще, чем в планктонной форме [8, 9, 15]. Второй механизм устойчивости — это затруднённая и замедленная диффузия или неспособность антибактериальных препаратов проникать вглубь экзополисахаридного матрикса (ЭПМ) биоплёнки [19, 20]. Третьим механизмом, с помощью которого бактерии внутри биоплёнок остаются недоступными для антибиотиков, считаются связывание и инактивация противомикробных средств полимерами, белками или модифицированными ферментами ЭПМ; четвёртым механизмом — снижение скорости деления и роста микробных клеток в биоплёнке, в результате которого связь антибактериальных агентов с микроорганизмами протекает существенно медленнее; и, наконец, пятым механизмом, считающимся наиболее вероятным способом приобретения микроорганизмами повышенной резистентности к антибиотикам, является наличие метаболически неактивных клеток-персистеров, располагающихся в глубоких слоях биоплёнки [8, 21], которые могут стать потенциальными продуцентами резистентных клонов и служат причиной рецидива инфекции [9].

Помимо всего прочего, источником реинфекции может послужить и способность к интернализации остеоцитарно-лакунарно-канальцевой сети кости штаммами S. aureus, подразумевающая формирование плотного минерального матрикса вокруг инфицированных костных клеток (остео-бластов, остеокластов и нейтрофилов), благодаря чему микроорганизмы десятилетиями могут находиться в поражённой кости, оставаясь незамеченными и недоступными для иммунной системы хозяина [22].

В настоящее время не существует лекарственных агентов, способных полностью уничтожить зрелые микробные биоплёнки. Основным методом борьбы с микробными биоплёнками наряду с радикальной хирургической санацией очага, способствующей их механическому разрушению, является локальная и системная антибиотикотерапия. Системная антибиотикотерапия эффективна тем, что, воздействуя на планктонные формы, препятствует их дальнейшему распространению в организме хозяина [23]. В самом же очаге инфекции системное лечение ввиду плохого кровоснабжения повреждённой кости [24] не способно создать концентрации, которые в 1000 раз и более превышали бы минимальные подавляющие концентрации (МПК), необходимые для планктонных форм [8, 25]. Функцию доставки лекарственных препаратов непосредственно в очаг инфекции смогли обеспечить локальные депо-системы.

В настоящее время существует две группы депо-систем, насыщаемых антибиотиками: нерассасывающиеся (небиодеградируемые) и рассасывающиеся (биодеградируемые) [24]. К первой группе относится костный цемент на основе полиметилметакрилата (ПММА), который наиболее изучен и распространён в клинической практике. Вторая в зависимости от природы происхождения включает следующие группы: природные полимеры (коллаген, хитозан, фибрин, целлюлоза и др.), костно-пластический материал или его заменители (аутотрансплантаты, деминерализованные костные аллотрансплантаты), керамические полимеры (керамика на основе трикальцийфосфата (ТКФ), гидроксиапатит (ГА), сульфат кальция, коралл и др.), синтетические полимеры (полилактид, полиэтиленгликоль, полигликолид, полиэтилметакрилат, гидрогели и др.) [26] и композиционные (объединяющие в себе свойства разных групп материалов) [27]. Подавляющее большинство представленных групп изучены только в экспериментальных исследованиях, и лишь некоторые из них (гидроксиапатит, сульфат кальция, коллапан, аллографты) применяются в клинической практике.

Целью данного обзора являются описание существующих в настоящее время локальных транспортных систем для доставки лекарственных средств непосредственно в остеомиелитический очаг и рассмотрение преимуществ и недостатков каждой из них.

МЕТОДОЛОГИЯ ПОИСКА ИСТОЧНИКОВ

Поиск публикаций проводился в базах данных PubMed и Web of Science, а также отечественных научных электронных библиотек eLIBRARY.RU и «КиберЛенинка». В eLIBRARY.RU и «КиберЛенинке» для поиска публикаций по данной тематике были использованы следующие ключевые слова: «ортопедическая инфекция», «перипротезная инфекция», «хронический остеомиелит», «депо-системы», «локальная антибактериальная терапия», «полиметилметакрилат», «ПММА», «биодеградируемые матрицы». Поиск в зарубежных базах данных PubMed и Web of Science проводился по англоязычным терминам-аналогам. Отбирались публикации в соответствии с тематикой исследования, предпочтение отдавалось работам с датой публикации не более 10 лет назад (с 2013 по 2023 г.). Поскольку исследования, посвящённые изучению свойств полиметилметакрилата как вещества, приходятся на начало 2000-х гг., при необходимости использовались и более ранние работы, сохраняющие свою актуальность на сегодняшний день. В целях уточнения отдельных аспектов работы и получения дополнительной информации производился целевой поиск работ по библиографическим данным (цитированиям), содержащимся в уже найденных материалах. Такие работы также добавлены в список литературы на общих основаниях.

ОБСУЖДЕНИЕ

Полиметилметакрилат

Костный цемент на основе ПММА впервые был открыт в 1930 году британскими химиками Роулендом Хиллом и Джоном Кроуфордом. История успешного применения костного цемента в ортопедии в качестве локальной антибактериальной транспортной системы берёт начало с 1970 г., когда Buchholz и Gartmann впервые использовали вариант комбинации костного цемента с антибиотиком [16, 25], что стало одним из революционных событий в мировой медицине. Уже более полувека ПММА активно и широко применяется во всех мировых клиниках не только при лечении ортопедической инфекции, но и в целях предупреждения её развития.

Составляющими компонентами ПММА являются порошкообразный полимер и жидкий мономер [28]. Порошкообразный полимер — полимеризованный полиметилметакрилат с включениями привитого сополимера метакрилата [23] и двуокиси циркония (Palacos) или бария сульфата (Simplex) для придания цементу рентгеноконтрастных свойств [29]. Жидкий компонент состоит из смеси мономеров (метилметакрилат, бутилметакрилат, бутилакрилат и др.), ингибитора гидрохинона, предотвращающего самостоятельную полимеризацию этих мономеров, и активатора реакции полимеризации — третичного амина N, N-диметил-пара-толуидина.

Процесс изготовления цемента — от момента смешивания компонентов до затвердевания массы — занимает до 10 минут. Однако данное время не фиксировано, оно может изменяться в зависимости от температуры окружающей среды операционной: чем выше температура, тем быстрее протекают фазы и реакция нагревания. Значение последнего также может варьировать в зависимости от соотношения пропорций основных компонентов ПММА, инициатора и активатора, и состава самой мономерной фракции [30].

В первые две фазы (смешивания и склеивания) работа оперирующего хирурга с цементной массой невозможна, поскольку в этот момент происходит испарение паров токсичного метилметакрилата, способного нанести вред здоровью персонала [29, 30]. В литературе также описаны отдельные случаи развития побочных системных эффектов: гепатотоксичности, лабильности артериального давления, гипоксии и спутанности сознания [23, 31]. Работа с ПММА возможна только в третью рабочую фазу, когда снижается высвобождение токсичных паров, цементной массой приобретаются пластичные свойства и она перестаёт прилипать к перчаткам [32].

В зависимости от способа изготовления костный цемент делится на две формы: фабричную, или официнальную, и кустарную, или ручную [7, 33]. Преимуществами официнальной формы ПММА являются равномерное распределение антибактериального агента в составе матрицы, учёт загружаемых доз препарата и его термостабильных свойств, а также неизменность гарантийных свойств в процессе смешивания и эксплуатации цемента [34]. Однако ограниченный спектр импрегнируемых антибиотиков (гентамицин, ванкомицин и тобрамицин) и низкие загружаемые дозы в состав цемента, а также дороговизна считаются недостатками данной формы. К примеру, цена одной готовой упаковки ПММА, насыщенного антибиотиком, в среднем выше на $284–349 по сравнению с цементом в чистом виде. Низкодозовые (0,5–1 г на 40 г материала) фабричные формы в основном используют в целях предупреждения развития инфекционных осложнений после ортопедических вмешательств [7, 33]. При этом эффективность применения антибиотиксодержащего костного цемента в профилактических целях при первичном эндопротезировании крупных суставов спорная. В одних источниках сообщается о значимом снижении частоты развития ППИ при добавлении антибиотика в состав цемента [16, 23], в других эти различия отрицаются. К примеру, проведённый анализ результатов трёх крупных клинических проспективных рандомизированных исследований не обнаружил существенных различий в частоте развития ортопедической инфекции после первичного эндопротезирования суставов при использовании ПММА с антибиотиком или без него [35]. Такой же результат показал метаанализ 3000 и 6318 выполненных первичных замен коленного сустава [36, 37]. Противоречивость результатов и отсутствие доказательности привели к тому, что в США организацией FDA (Food and Drug Administration) введён запрет на применение антибиотиксодержащего ПММА в профилактических целях развития ППИ при первичном эндопротезировании [8]. Приверженность данной точке зрения обосновывается ещё и снижением механической прочности цемента при добавлении в его состав антибиотика, высоким риском формирования резистентных штаммов микроорганизмов [29] и дороговизной официнальных форм цемента [33]. Подавляющее большинство зарубежных и отечественных травматологов-ортопедов считают оправданным применение фабричной низкодозовой смеси только при ревизионном эндопротезировании, за исключением пациентов, имеющих высокий риск развития ППИ после первичной замены сустава.

Интраоперационно изготовленные формы отличаются от фабричных более широким спектром возможных для импрегнации антибактериальных агентов, возможностью добавления высоких доз препаратов, придания цементу различных форм, соответствующих полости костного дефекта, прочной фиксацией к костной ткани и дешевизной. Однако ручное смешивание компонентов ПММА способствует неравномерному распределению антибиотика в составе матрицы и неравномерному его релизу, изменению гарантийных свойств цемента и увеличению продолжительности операции.

Смешивание компонентов цемента в условиях операционной можно производить как вручную, так и с помощью вакуум-аппарата [35]. При первом способе структура ПММА более порозна за счёт попадания пузырьков воздуха, что обеспечивает лучшее высвобождение антибиотиков, но при этом снижает механическую прочность материала. Второй способ, напротив, снижает степень пористости структуры, но сохраняет механическую прочность цемента [38]. Добавление же более 1 г антибиотика на 40 г ПММА одинаково снижает прочность в обоих случаях [39].

Поскольку для получения более эффективных результатов лечения ортопедической инфекции требуется высокая нагрузка костного цемента этиотропным антибиотиком (не менее 3,6 г на 40 г упаковки ПММА, в случае цементных бус — не менее 6–8 г препарата [35]), хирурги отдают предпочтение кустарным формам цемента. В настоящее время нет чётких регламентов относительно импрегнируемых доз лекарственных препаратов в состав костного цемента [38].

Не все антибиотики могут стать препаратом выбора для импрегнации в состав цемента. Они должны соответствовать ряду требований: иметь порошкообразную форму [32], гидрофильные и термостабильные свойства, обладать широким бактерицидным спектром действия с низким риском развития резистентности бактерий и аллергической реакции, уметь подавлять микроорганизмы в очаге инфекции в низких концентрациях и минимально проникать в системный кровоток во избежание возникновения нежелательных побочных эффектов [21]. Всеми необходимыми свойствами обладают гентамицин, ванкомицин и тобрамицин. При этом насыщение цемента тобрамицином практикуется в основном в США [28].

Наибольшую популярность гентамицину в качестве часто импрегнируемого в состав ПММА агента обеспечила его способность создавать в течение первых 2 суток в очаге инфекции локальные концентрации от 40 до 100 мг/л при одновременном его низком содержании в сыворотке крови от 0,2 до 0,8 мг/л, что исключает риск развития нежелательного побочного эффекта [33]. Концентрация же ванкомицина и тобрамицина в сыворотке крови может достигать 3 мг/л, что значительно выше по сравнению с гентамицином, но в разы ниже критического порога, при котором возможно развитие системных токсических реакций [35]. Однако при локальных концентрациях гентамицина более 100 мг/мл отмечается значительное (p <0,05) снижение уровня щелочной фосфатазы, что оказывает негативное цитотоксическое влияние на костные клетки, а при уровне ≥700 мг/мл вызывает гибель остеобластов. Цитотоксичность тобрамицина проявляется при уровне ≥400 мг/мл, ванкомицина — при 1000 мг/мл, а гибель остеобластов в обоих случаях запускается при концентрациях 10 000 мг/мл [23, 35].

Для всех типов костного цемента характерна двухфазная элюция лекарственного препарата [24, 31, 40–42]. Первая фаза (взрывная, или берст-релиз), которая длится примерно 96 часов, характеризуется высвобождением большей части загруженного антибиотика [23, 28, 38, 43, 44], в основном с поверхностных слоёв (50–100 мкм) цемента [45], за счёт наличия микротрещин и омывания имплантата физиологическими жидкостями. Во второй фазе (пролонгированной) релиз препарата протекает в 2–5 раз медленнее ввиду минимального потенциала диффузии противомикробных частиц из глубоких слоёв ПММА-матрицы [46]. Последний фактор способствует высвобождению концентраций ниже МПК, что влечёт за собой высокий риск появления резистентных к импрегнированному антибиотику штаммов микроорганизмов [21, 47] и не предотвращает их адгезию к поверхности имплантата [38, 45, 48] и формирование ими микробных биоплёнок [28, 40], тем самым индуцируя реинфекцию [42]. Склонность костного цемента генерировать устойчивые к антибиотикам штаммы подтверждается в одном из исследований, где у 33 пациентов с ППИ тазобедренного сустава до имплантации спейсера было идентифицировано 29% микроорганизмов, резистентных к гентамицину; после лечения цементом, содержащим данный антибиотик, доля данных штаммов возросла до 41% [49].

Таким образом, быстрое лекарственное истощение с поверхностных слоев цемента и затруднённая диффузия частиц препарата обусловливают ПММА непродолжительный (от 4 ч до 4 суток) антимикробный эффект [6, 50]. Согласно литературным источникам, элюционный потенциал антибактериальных препаратов, импрегнированных в ПММА, независимо от их различных физико-химических свойств, типа костного цемента и способа его изготовления, непредсказуем и широко варьирует — от 0,05 до 11% [20, 41, 44, 47, 50–52], а по некоторым отдельным сообщениям — достигает 17% [53] и 36% [46].

Непредсказуемый релиз лекарственных средств из объёма ПММА объясняется влиянием многочисленных факторов, таких как гидрофобность, вязкость, пористость, скорость смешивания компонентов цемента [52], площадь соприкосновения поверхности имплантата с мягкими тканями, наличие микротрещин как результат механических повреждений во время операции и статодинамических воздействий при эксплуатации, влажность окружающей среды, омывание поверхности матрицы циркулирующими физиологическими жидкостями [51], импрегнируемая доза антибиотика и молекулярный размер его частиц. Чем выше содержание препарата и меньше размер частиц, тем выше скорость релиза в прилежащие ткани [54].

Проблему кратковременного высвобождения антибиотиков учёные попытались решить увеличением загружаемой дозы препарата в состав ПММА, но данный способ лишь несущественно повышает высвобождение импрегнированного антибактериального агента [40], поскольку способствует появлению в основном приповерхностных участков. Массоперенос антибактериальных частиц из костного цемента, независимо от степени его насыщения, очень низкий. Загрузка 6 г ванкомицина в 60 г ПММА обеспечила биодоступность лишь десяткам миллиграммов препарата [44]. Восьмикратное увеличение исходной навески гентамицина повысило высвобождение агента всего на 11% [53]. В других работах увеличение содержания ванкомицина в костном цементе в 4 раза продлило подавляющее действие антибиотика до 5 дней [50], а гентамицина — до 3 дней [55]. Исследования показали, что высокое насыщение цемента антибиотиком подавляет, но не предотвращает формирование микробных биоплёнок [20, 40, 55], они просто имеют меньшую толщину [28].

Одновременное насыщение цемента двумя и более антибиотиками также способно оказать воздействие на элюционные характеристики каждого из препаратов благодаря явлениям синергического эффекта и взаимного усиления противомикробной активности [23, 28, 56]. Увеличение релиза антибиотиков из ПММА возможно и путём изменения его структуры в сторону большей порозности, достигаемого добавлением в состав матрицы таких дополнительных веществ, как ксилит, целлюлоза, хлорид натрия, декстрана, нанотрубки диоксида титана [41] и др.

Однако, как показал анализ большого количества изученной научной литературы [57–62], какими бы способами ни пытались увеличить высвобождение антибиотиков из ПММА и повысить степень его порогенности, добиться элюции более половины импрегнированного препарата из цемента весьма сложно.

Помимо всего прочего, огромным недостатком цемента является его гидрофобная природа, предрасполагающая к адгезии бактерий к собственной поверхности, независимо от того, продолжается ли релиз антибиотиков или преждевременно прекратился [48, 63]. Подтверждением этому служит обнаружение колоний микроорганизмов на поверхности ПММА-имплантатов, удалённых у пациентов со стойкой ремиссией ППИ [28], и на спейсерных бусах при продолжающемся релизе антибиотика [55, 64]. Положительный рост штаммов S. aureus и S. epidermidis был идентифицирован на цементных образцах, импрегнированных гентамицином, уже через 3 суток культивирования [65], спустя такое же время стафилококковые биоплёнки были обнаружены и на образцах, содержащих одновременно тобрамицин и гентамицин, и по прошествии 4 суток на образцах, насыщенных только ванкомицином [40]. О тенденции костного цемента к формированию резистентных или медленно растущих штаммов микроорганизмов (персистеры) также свидетельствуют рост колоний P. aeruginosa по краю зоны подавления вокруг образца, насыщенного тобрамицином и ванкомицином [48], и высеваемость S. aureus из мазка, взятого из области зоны ингибирования вокруг антибиотикнасыщенной спейсерной бусы после 72-часового культивирования [45].

Несмотря на свои недостатки, костный цемент на основе ПММА, импрегнированный антибиотиком, по сей день остаётся золотым стандартом лечения костно-суставной инфекции [23, 28, 33, 66, 67]. При хроническом остеомиелите длинных костей в сформированный посттрепанационный дефект кости имплантируют либо солитарный костный цемент, повторяющий форму полости, либо спейсерные бусы. При ППИ сустава используют блоковидный (статический) или артикулирующий (динамический) спейсер [32]. Большинство травматологов-ортопедов отдают предпочтение динамическим спейсерам, поскольку те максимально сохраняют функциональность конечности и в отличие от статических форм удаляются с минимальными потерями костной ткани [19, 68]. Однако анализ изученной научной литературы, включая систематический обзор, показал отсутствие каких-либо значимых различий в функциональных результатах и частоте развития реинфекции (6–12%) при применении той или иной формы спейсера [69, 70].

В целом успешность лечения костно-суставной инфекции варьирует от 60 до 87,5% [68, 71, 72]. При этом частота рецидива инфекции колеблется от 6,3 до 40% [32, 66, 73]. К примеру, в одном исследовании эффективность лечения ППИ коленного и тазобедренного суставов цементным спейсером составила 86,7%, при этом уровень рецидива после проведённого лечения достиг 13,3% [66], в другом — 87 и 29% соответственно [74]. Как видно, доля реинфекции по-прежнему остаётся на высоком уровне.

Таким образом, несмотря на возможность изменения структуры ПММА и гидрофильные свойства загружаемых антибиотиков, полноценный релиз препаратов из объёма несущей матрицы не наблюдается. Элюция только 10% импрегнированного антибиотика не способна обеспечить в очаге инфекции концентрации, многократно превосходящие МПК, в течение продолжительного времени, вследствие чего появляются резистентные штаммы бактерий. Более того, высокая температура полимеризации (до 140 °C) может вызвать некроз костной и мягкотканных структур на этапе имплантации. К тому же ПММА — нерассасывающийся биоинертный материал, поэтому он не подвергается резорбции и не замещается костной тканью и, как правило, на границе с костью отграничивается фиброзной капсулой [75], которая служит причиной расшатывания имплантата с течением времени. Другой причиной нестабильности или отслаивания цемента могут быть добавляемые в матрицу рентгеноконтрастные сульфат бария или диоксид циркония, запускающие остеолитическую реакцию за счёт активирования провоспалительных цитокинов [76]. Сульфат бария вызывает более существенные остеолитические изменения по сравнению с диоксидом циркония, инициирующего в основном абразивные разрушения [77]. Вдобавок ко всему несоответствие прочностных характеристик ПММА и костной ткани сопряжено с высоким риском патологического перелома оперированного сегмента конечности [78].

Следовательно, единственным достоинством костного цемента являются его механическая прочность и широкая доступность, но этих свойств недостаточно для того, чтобы ПММА мог считаться оптимальной депо-матрицей для доставки лекарственных средств в очаг инфекции [79].

Биодеградируемые материалы

Природные полимеры

Коллаген — один из наиболее распространённых белков в организме человека и материалов, содержащихся в соединительной ткани [21]. В качестве несущей депо-системы его начали применять в 1980 г. Материал обладает свойствами биорезорбируемости, биосовместимости, гидрофильности, пористости и высокой скоростью высвобождения препаратов, широко доступен и недорогой [26]. Помимо всего, продукты распада коллагена индуцируют пролиферацию фибробластов и синтез собственного коллагена организма, тем самым стимулируя регенерацию костной ткани [27]. Быстрая скорость релиза из коллагеновой матрицы в большей степени связана с её высокопористой структурой, нежели со скоростью биодеградации материала [21]. Так, 94% загруженного в состав коллагена гентамицина высвободилось в первые 1,5 часа после имплантации [26]. Высокая скорость элюции из состава коллагена ограничивает его применение в качестве оптимальной депо-системы для лечения хронического остеомиелита. К тому же ввиду природы своего происхождения коллаген — иммуногенный материал, способный спровоцировать замедленное заживление послеоперационной раны по причине развития выраженного локального воспаления в месте имплантации с обильной экссудацией [38]. К минусам материала также относятся и высокая скорость неоднородной резорбции с образованием аминокислот, обладающих тромбогенным потенциалом и индуцирующих коагуляционный каскад, наличие телопептидов с антигенными свойствами и низкая прочность, обусловленная небольшим количеством ковалентных сшивок [27].

Хитозан — сополимер глюкозамина и N-ацетилглюко-замина, деацетилированный из природного полимера хитина, который можно найти в грибах, у ракообразных и насекомых [21, 80]. В своей кристаллической форме материал нетоксичен, биоразлагаем, биосовместим, обладает внутренней антибактериальной [24] и фунгицидной активностью [27], гемостатическими свойствами, способен формоваться в пористых структурах, подходящих для интеграции клеток и остеокондуктивности. Ряд свойств обеспечил хитозану широкое применение в нескольких направлениях: в качестве каркасов в тканевой инженерии, депо-систем и микрокапсул для доставки лекарственных препаратов в патологический очаг [81]. К недостаткам материала относятся плохая водорастворимость, ограничивающая антибактериальную активность [82], и низкий уровень прочности [27]. Хорошую водорастворимость и более высокую антибактериальную активность хитозан проявляет в кислой среде, но не в нейтральной или щелочной. Модификация путём кватернизации, сульфатирования, фосфорилирования, а также химических сшивок с формальдегидом, алкильными или карбоксиметильными группами [21] либо включения в его состав наночастиц и других полимеров позволила улучшить его водорастворимость, антибактериальные свойства и хелатирующую способность при высоких значениях pH, тем самым расширив диапазон применения несущей матрицы. Несмотря на это, модифицированный хитозан неизбежно будет вызывать некоторую токсичность, а сам процесс его синтеза достаточно сложный и требует контроля количественного анализа [80].

Таким образом, общими свойствами всех представителей природных полимеров являются слабая стабильность и низкая механическая прочность [83], поэтому чаще всего они применяются при лечении раневых инфекций [84].

Костные трансплантаты

Костные трансплантаты, импрегнированные антибактериальными препаратами, как депо-системы представляют наибольший интерес в медицине. Более предпочтительной является аутогенная костная ткань, обладающая остеокондуктивными и остеоиндуктивными свойствами. Однако её применение связано с рядом недостатков, таких как необходимость создания донорской области для забора кости и ограниченные её ресурсы, увеличение продолжительности операции, дополнительная травматизация и длительная реабилитация пациента, юридические и этические ограничения, вероятность перелома и хронических болевых синдромов в месте забора донорского материала [38, 85], а также риск развития осложнений. Помимо всего, применение костных блоков и стружки требует использования дополнительных конструкций (фиксирующие винты, армирующие мембраны) для предотвращения миграции имплантированного материала [27].

Аллотрансплантат губчатой кости (аллографт) в отличие от аутогенной доступен в неограниченном количестве [25, 56]. Преимуществами материала являются остеокондуктивность, возможность пропитки любым антибиотиком и высвобождение на протяжении нескольких недель эффективных доз препарата, превышающих в 100 раз релиз из ПММА, отсутствие необходимости цементирования и повторного хирургического вмешательства по его удалению. В случае неудачного исхода аллографт легко удаляется без дополнительной травматизации костной ткани [27]. Несмотря на плюсы, материал аваскулярен, что сопряжено с риском адгезии бактерий к трансплантату и формированию ими микробных биоплёнок, может вызвать ряд специфических послеоперационных осложнений, таких как иммунный ответ, развитие бактериальной костной или вирусной инфекции (ВИЧ-инфекция, гепатит) через материал заражённого, но серонегативного донора [86], злокачественных новообразований, системных нарушений и туберкулёза [87]. Стерилизация аллографтов в сухом виде гамма-облучением [25] в диапазоне 10–25 кГр [88] помогла снизить риск развития подобных осложнений, но одновременно с этим вызвала нежелательное снижение биомеханической прочности материала и его потенциала к встраиванию в костную ткань реципиента [87].

Применение аллографтов в лечении ортопедической инфекции обеспечивает до 90% положительных исходов. Результаты кажутся многообещающими, но быть уверенным в полном устранении костной инфекции невозможно, поскольку частота рецидива, несмотря на специальный метод обработки костного материала, по-прежнему остаётся на высоком уровне — 4–12% [56, 89]. Остеопластика аллографтом — «молодая» операция, требующая отдалённых наблюдений и исследований. Сложная техника изготовления и стерилизации, дороговизна материала ограничивают применение данного материала в клинической практике [25].

Биокерамика

Биокерамические материалы популярны в связи с тем, что, обладая остеокондуктивными свойствами, способны создавать каркас в области дефекта, в который в дальнейшем прорастает костная ткань. Соотношение Ca/P у представителей данной группы (трикальцийфосфат, дикальцийфосфат, сульфат кальция, гидроксиапатит, кальция фосфат) находится в пределах диапазона, но при этом они имеют различные характеристики. К примеру, ТКФ и сульфат кальция, обладая высокой скоростью биодеградации, способны высвободить до 80% импрегнированного антибиотика в течение первых 24 часов наблюдения, в то же время они имеют низкую прочность [26]. Быстрое рассасывание материала отрицательно сказывается на остеорепаративном процессе, поскольку костная ткань не успевает сформироваться за такой короткий период. Несоответствие времени быстрой резорбции материала и медленной регенерации костной ткани приводит к образованию фиброзной прослойки на границе «кость–имплантат», которая нарушает процесс замещения дефекта костью и может спровоцировать патологический перелом [38]. Кроме того, продукты распада сульфата кальция слабо цитотоксичны и часто вызывают стойкие выделения из раны, которые могут перерасти в глубокую инфекцию [26].

Гидроксиапатит, напротив, обладает более выраженными остеогенными свойствами, большей прочностью, способностью адсорбировать на своей поверхности лекарственные препараты. При этом динамику высвобождения лекарственного вещества и остеорепарацию можно контролировать размером пор [90]. Однако медленная биодеградация гидроксиапатита, которая порой может длиться 12 лет [25, 91], является существенным недостатком материала. Наногидроксиапатит по сравнению с обычным гидроксиапатитом считается лучшим материалом для доставки лекарств в очаг инфекции благодаря своей большой площади поверхности, нанопористой структуре и способности к разложению. Так, in vivo исследование наноматериала на кроликах продемонстрировало высвобождение на протяжении 3 месяцев эффективных концентраций ванкомицина, способствовавших стойкому купированию инфекции и замещению костного дефекта [92].

Биоактивное стекло является ещё одной потенциальной локальной транспортной системой для доставки антибиотиков в очаг инфекции. Внутренняя антибактериальная активность, биосовместимость, остеокондуктивность, биоразлагаемость и дешевизна выгодно отличают его от других биодеградируемых материалов. Биоактивные стёкла определённого состава были применены в виде стеклянных дисков и монолитов в качестве несущих систем, однако элюция препаратов из данной матрицы прекратилась уже на 7-е сутки. Причиной столь кратковременного высвобождения противомикробного агента из стекла служит прикрепление основной массы молекул импрегнированного антибиотика к поверхности имплантата, что способствует высокой скорости элюции и берст-релизу подавляющего большинства препарата в первые сутки наблюдения и ставит под сомнение его применение в качестве оптимальной депо-системы для лечения остеомиелита [89]. Деградация биоактивного стекла сопровождается высвобождением ионов кальция, которые, связываясь с фосфатом организма, формируют слой аморфного фосфата кальция (АФК), оседающий на поверхности имплантата. Впоследствии слой АФК постепенно трансформируется в слой карбонатированного гидроксилапатита, который способствует адгезии и пролиферации остеобластов, а также остеогенной дифференцировке [92]. Однако биоактивное стекло характеризуется высоким содержанием оксидов, в частности диоксида кремния (SiO₂), который существенно замедляет скорость биодеградации несущей матрицы, то есть его преобразования в материал по типу гидроксиапатита после интеграции в костную ткань. Замена SiO₂ на B₂О₃ ускорило процесс превращения стекла в гидроксиапатит до 3 дней по сравнению с силикатным стеклом, менее половины частиц которого модифицируется в течение 70 дней. Тем не менее проблема быстрой элюции из стекла по-прежнему сохраняется. Так, в исследованиях показано, что половина импрегнированного в боратное стекло антибиотика высвобождается уже в первый день наблюдения [93], а полное лекарственное истощение отмечается на 4-е сутки [94]. В другой работе биоактивное стекло в первые сутки исследования высвободило более 73% загруженного препарата и 90% — в последующие 2 дня. Покрытие стекла 0,5% хитозаном позволило снизить берст-релиз и обеспечить концентрации препарата выше МПК в течение 6 недель. Покрытие же каркаса 1% хитозаном при значимом снижении первоначального взрывного высвобождения не смогло в дальнейшем поддерживать необходимые уровни концентрации антибиотика, поскольку высокое соотношение полимеров приводит к нежелательному ухудшению элюции лекарств до концентраций ниже МПК. Кроме того, хитозановое покрытие способно изменить биологическую активность биостекла в сторону замедления процесса отложения апатита и тем самым отрицательно повлиять на остеокондуктивные свойства материала [89]. Немаловажным является и минимальный потенциал загрузки лекарственных средств в состав биоактивного стекла. В одном исследовании на примере ванкомицина показали, что максимальная загрузка препарата на 1 г стеклянной матрицы составила 60 мг, импрегнация же более высоких объёмов лекарственного агента приводила к разрушению гранул матрицы [93].

Синтетические полимеры

Синтетические полимеры более предпочтительны по сравнению с природными, которые благодаря своей регулируемой молекулярной структуре и длительным срокам биодеградации (несколько недель/месяцев) обеспечивают замедленное и контролируемое высвобождение импрегнированных антибиотиков [21, 24, 31]. Наиболее изученными из представителей данной группы являются полиэфиры — производные полигликолевой и полимолочной кислот и поли-(ε-капролактон) [38], биодеградация которых происходит путём гидролиза сложноэфирных связей в основной цепи полимера [95]. Из них наиболее часто применяемой в клинической практике, согласно систематическому обзору, является поли(молочно-гликолевая) кислота [96]. Данные матрицы использовались в основном в качестве рассасывающихся штифтов, винтов, стержней и небольших пластин, пока в 1990 г. не была обнаружена их способность высвобождать антибиотики. Сополимеры полигликолевой и полимолочной кислот используются для доставки антибиотиков чаще всего в виде микросфер, микрокапсул, наносфер или нановолокон [26]. Полигликолид относится к категории быстро деградируемых полимеров, поскольку не содержит в своей структуре гидрофобных метильных групп в отличие от полилактида. Управляя соотношением звеньев гликолида и лактида в сополимере, можно регулировать сроки распада материала в широком диапазоне — от нескольких месяцев до нескольких лет [97]. Кроме того, изменяя физические, биохимические и молекулярно-структурные свойства этих полимеров, профиль высвобождения антибиотиков можно модулировать по мере необходимости [24]. Однако у данных синтетических полимеров, в частности полигликолевой, полимолочной и поли(молочно-гликолевой) кислот, есть и свои недостатки. К ним относится формирование кислых продуктов в процессе резорбции матрицы, снижающих рН окружающей среды [93], которое, в свою очередь, неблагоприятно влияет на скорость релиза антимикробных препаратов, процесс остеорегенерации [26] и вызывает воспалительные реакции и метаболические нарушения в месте имплантации [80]. Существенным минусом синтетических полимеров также является частичное повреждение их структуры при стерилизации [38] и неспособность образовывать прочную связь с костной тканью после имплантации материала [93]. Поли-(ε-капролактон), в отличие от остальных синтетических полимеров, более медленно деградирует (в течение двух лет), при этом конечные продукты распада не вызывают раздражения и воспаления прилежащих тканей. Однако высокое содержание гидрофобных метильных групп увеличивает риск обсеменения микроорганизмами его поверхности [21].

Поливинилпирролидон (ПВП), или повидон, — водорастворимый высокомолекулярный полимер, состоящий из мономерных звеньев N-винилпирролидона. Повидон обладает биосовместимостью, низкой токсичностью, адгезионными характеристиками, комплексообразующей стабильностью. Последнее свойство обеспечило материалу пролонгированный эффект импрегнированного лекарственного вещества, что сделало возможным его использование в качестве депо-системы [98]. Эффективность ПВП изучена только в экспериментальных условиях. Так, в одном исследовании имплантация в кость ПВП, импрегнированного амикацином и диоксидином, продемонстрировала высокую антимикробную и антитоксическую активность, биосовместимость и биоразлагаемость на протяжении 3 недель [64]. В другой работе применение ПВП, импрегнированного гентамицином и фосфомицином, в качестве геля для покрытия металлоконструкции также показало эффективную антимикробную активность и нетоксичность в течение 21 дня [98]. Однако в обоих случаях эффект композиции изучен на небольшой выборке животных и только в качестве профилактического средства риска развития послеоперационных инфекционных осложнений.

Композитные материалы

Сочетание нескольких материалов в одной композиции работает более эффективно по сравнению с отдельным применением в чистом виде той или иной матрицы. К примеру, добавление гидроксиапатита, хитозана и альгината в коллагеновый каркас методом электроформования позволило снизить скорость релиза импрегнированного препарата и замедлить распад коллагена на 35% [21]. Композиты, содержащие в различных соотношениях ГА и ТКФ или ГА и сульфат кальция, способны обеспечить оптимальные сроки биорезорбции материала и, следовательно, процесс остеорепарации [38]. Однако отсутствие (в зависимости от вида композиции) прочных механических и фиксирующих свойств к костной ткани в области дефекта при имплантации матрицы, миграция частиц материала с током крови в окружающие ткани, окисление во время схватывания, вызывающее воспалительную реакцию окружающих тканей, преждевременное разрушение при контакте с кровью по истечении времени схватывания (5–7 минут) и отсутствие признаков биодеградации на протяжении 8 недель [99] ограничивают применение биокерамических композитов при лечении хронического остеомиелита.

Комбинация матриц на основе синтетического полимера поли-(ε-капролактона) и биокерамического ТКФ способствует замедленной элюции импрегнированного антибиотика на протяжении 4 недель и эффективной регенерации костной ткани в течение 50 недель [100]. В другой работе исследование композитного материала на основе мезопористого биоактивного стекла и поли(молочно-гликолевой) кислоты, насыщенного ванкомицином, показало взрывной быстрый релиз препарата из тестируемого каркаса в течение первых 72 часов, после которого следовало постепенное высвобождение с плавным снижением концентрации на протяжении 8 недель. Общая кумулятивная десорбция противомикробного агента из данной композиции составила 53% против 23% из отдельных каркасов поли(молочно-гликолевой) кислоты [101].

Покрытие гранул сульфата кальция, содержащих даптомицин, деацетилированным хитозаном в условиях in vitro продемонстрировало десятикратное снижение первоначального болюсного высвобождения антибиотика и элюцию эффективных концентраций (более 100 мкг/мл) препарата в течение 10 дней, что позволило в условиях in vivo на модели кроликов стойко купировать стафилококковый хронический остеомиелит по сравнению с гранулами без покрытия [102].

Полимерные гидрогели

В последнее время среди биодеградируемых матриц наибольший интерес учёных вызывают гидрогели, разработанные в качестве несущих депо-систем для устранения многих недостатков, характерных для ПММА. Существуют гидрогели на основе природных полимеров (целлюлоза, хитозан, полисахариды, гиалуроновая кислота, альгинаты и др.), синтетических полимеров (поливиниловый спирт, полиакриламид, полиэтиленгликоль и др.) и полусинтетические, сочетающие в себе свойства природных и синтетических. Гидрогели представляют собой сшитые полимерные цепи с трёхмерной сетчатой структурой, которые могут поглощать большое количество воды и биологических жидкостей, расширяясь в своей трёхмерной сети [81]. Из-за высокого содержания воды, мягкой структуры и пористости гидрогели имеют свойства, близкие к мягким тканям и внеклеточному матриксу. Данный материал нашёл применение в различных областях, однако многие исследователи заинтересованы в его использовании именно в биомедицинском направлении, о чём свидетельствуют 25 000 упоминаний о гидрогелях для биомедицинского применения за последние 5 лет [83].

Особая трёхмерная сетчатая структура гидрогеля может быть использована в качестве перевязочного материала, 3D-каркасов для in vitro культивированных клеток в тканевой инженерии, регенерации хрящевой и костной ткани, а также депо-систем для доставки лекарственных средств с меньшим развитием побочных эффектов [81].

В зависимости от метода сшивания гидрогели делятся на химические и физические. Сшивка химических гидрогелей происходит за счёт ковалентных связей, физических — за счёт ионных, водородных связей и кристаллизации. Механические свойства последних хуже, чем у химических форм, из-за слабого физического взаимодействия. При этом физические гидрогели являются мягкими и способны трансформироваться из жидкого состояния в твёрдое.

Основным преимуществом гидрогелей, наряду с биосовместимостью, низкой токсичностью, гидрофильностью, является способность менять свои свойства (такие как механические свойства, способность к набуханию, гидрофильность или проницаемость биоактивных молекул) под воздействием окружающей среды, включая температуру, pH, электромагнитное излучение, магнитное поле и биологические факторы. pH- и фоточувствительные полимерные гидрогели продемонстрировали высокий эффективный потенциал для доставки противоопухолевых препаратов и СПИД-специфических агентов [83].

Разработка новых видов гидрогелей на различных основах и их модификация продолжаются по сей день. Так, на примере хитозана Y. Wang и соавт., основываясь на его внутренней антибактериальной активности, разработали гидрогель с двойной сеткой, обладающий высокой адгезией, самовосстановлением и антибактериальными свойствами [103]. H. Xu и соавт. также разработали инъекционный гидрогель с самовосстанавливающими свойствами на основе амфильного кватернизованного β-хитина и декстрана, скорость биодеградации, механическую прочность и время отверждения которого можно варьировать, меняя pH, температуру окружающей среды, молекулярную массу и концентрацию самого β-хитина. В кислой среде высвобождение включённого препарата достигает 90% за 67 ч, в щелочной среде элюция протекает уже замедленно — 35% за тот же период времени [104]. Y. Li и соавт. разработали гидрогель на основе хитозана, β-глицерофосфата и гиалуроновой кислоты, где скорость релиза импрегнированного антибиотика зависит от уровня бактериальной (S. aureus) гиалуронидазы в очаге инфекции. Тестирование матрицы в условиях in vitro продемонстрировало высвобождение концентраций ванкомицина выше МПК в течение 25 дней [105].

Недавно проведённое нами исследование полимерных гидрогелей на основе ненасыщенных производных поливинилового спирта (ПВС) продемонстрировало высвобождение более 70% загруженного препарата из состава матрицы против 10% из ПММА за весь период исследования (28 дней). Несмотря на то, что, как и в случае костного цемента, наблюдался берст-релиз и большая часть антибиотиков выделилась в первые 5–7 суток исследования, концентрации препаратов, элюированных в раствор из гидрогелевых образцов, были существенно выше и превышали МПК до конца исследования. Заметно отличалась и скорость десорбции лекарственных средств из объёма ПВС-гидрогеля [106]. Антимикробная активность последнего уже с первых суток наблюдения была значимо выше (p <0,002) и пролонгированной (более 7 дней) по сравнению с ПММА, бактерицидный эффект которого был кратковременным, неравномерным, со значимым (p <0,042) снижением на вторые сутки исследования [107]. Высокие элюционные и антибактериальные свойства полимерных гидрогелей на основе ПВС позволили стойко купировать хронический остеомиелит большеберцовой кости на модели кроликов. При этом ПВС-гидрогель не оказал влияния на репаративный остеогенез и не спровоцировал каких-либо токсических и отрицательных реакций со стороны костной ткани в отличие от ПММА-цемента, вызвавшего материал-ассоциированную резорбцию костной ткани на границе «кость–цемент», которая усугубилась с течением времени [108].

Таким образом, полимерные гидрогели, импрегнированные антибиотиком, имеют более широкий спектр потенциального хирургического применения по сравнению с ПММА благодаря своей биорезорбируемой природе и контролируемой элюции антимикробного агента, обеспечивающей десяти-/стократное увеличение местных концентраций лекарственного препарата. Резорбция гидрогеля устраняет характерный для ПММА риск субингибирующих концентраций антибиотиков и развития резистентности к ним [109].

Биодеградируемые материалы на основе синтетических и полусинтетических полимеров обладают практически всем необходимым комплексом свойств, предъявляемых к оптимальным депо-системам. В частности, несущие матрицы биодеградируемы, что исключает необходимость выполнения повторного травматичного оперативного вмешательства по их удалению, высокогидрофильны, что препятствует формированию на поверхности имплантата и в самой кости микробных биоплёнок, обладают длительным контролируемым высвобождением эффективных концентраций антибактериальных препаратов, имеют механические свойства, близкие к свойствам биологических тканей, что исключает повреждение мягких тканей и болевые ощущения в области поражения, просты в изготовлении и применении.

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

Разработка и модификация полимерных гелей в качестве средств профилактики и лечения ортопедической инфекции являются перспективным направлением в травматологии и ортопедии, а такие инновационные подходы, как 3D-печать в сочетании с инструментами искусственного интеллекта, несомненно, добавят прогресса в этой области и в дальнейшем позволят полимерным матрицам стать высокоэффективной альтернативой ПММА в борьбе с инфекционными осложнениями.

ДОПОЛНИТЕЛЬНО

Вклад авторов. Все авторы подтверждают соответствие своего авторства международным критериям ICMJE (все авторы внесли существенный вклад в разработку концепции, проведение исследования и подготовку статьи, прочли и одобрили финальную версию перед публикацией).

Источник финансирования. Авторы заявляют об отсутствии внешнего финансирования при проведении исследования и подготовке публикации.

Конфликт интересов. Авторы декларируют отсутствие явных и потенциальных конфликтов интересов, связанных с проведённым исследованием и публикацией настоящей статьи.

ADDITIONAL INFO

Autor contribution. All authors confirm that their authorship meets the international ICMJE criteria (all authors have made a significant contribution to the development of the concept, research and preparation of the article, read and approved the final version before publication).

Funding source. The authors state that there is no external funding when conducting the research and preparing the publication.

Competing interests. The authors declare that they have no competing interests.

About the authors

Regina E. Melikova

Priorov Central Research Institute of Traumatology and Orthopedics

Email: regina-melikova@mail.ru
ORCID iD: 0000-0002-5283-7078
SPIN-code: 8288-0256

MD, Cand. Sci. (Medicine)

Russian Federation, 10 Priorova str., 127299 Moscow

Archil V. Tsiskarashvili

Priorov Central Research Institute of Traumatology and Orthopedics

Author for correspondence.
Email: armed05@mail.ru
ORCID iD: 0000-0003-1721-282X
SPIN-code: 2312-1002

MD, Cand. Sci. (Medicine)

Russian Federation, 10 Priorova str., 127299 Moscow

References

Supplementary files