Содержание к диссертации
Введение
Глава 1 Создание сосудистых протезов малого диаметра: основные направления (обзор литературы) 15
1.1 Потребность в замещении сосудов малого диаметра. Основные виды сосудистых протезов 15
1.2 Биосовместимость синтетического материала – проблемы и возможные пути решения 17
1.3 Важность воссоздания эндотелиального монослоя на внутренней поверхности сосудистого протеза малого диаметра после имплантации протеза в сосудистое русло 20
1.4 Основные биологически активные вещества, используемые для модифицирования тканеинженерных сосудистых протезов 22
1.5 Природный экстрацеллюлярный матрикс и интегриновые рецепторы основная составляющая биомиметической поверхности тканеинженерных сосудистых протезов 26
1.6 Конфигурации RGD-пептидов и сопряженные с ними лиганды /линкеры, используемые для поверхностного модифицирования сосудистых протезов 28
Глава 2 Материалы и методы исследования 32
2.1 Изготовление искусственных сосудистых протезов малого диаметра 32
2.2 Процедура модифицирования внутренней поверхности полимерных сосудистых протезов 32
2.3 Оценка качества проведенного модифицирования 34
2.3.1 Оценка количества прикрепленных аминогрупп 34
2.3.2 Определение аминокислот RGD-пептида методом тонкослойной хроматографии 35
2.3.3 Определение аргинин-содержащего пептида 35
2.3.4 Определение количества аминогрупп на поверхности сосудистых протезов 36
2.4 Сканирующая электронная микроскопия внутренней поверхности сосудистых протезов до и после модифицирования RGD-пептидами 37
2.5 Физико-механические испытания 37
2.6 Оценка гемосовместимости биодеградируемых сосудистых протезов до и после модифицирования RGD-пептидами 38
2.6.1 Определение степени гемолиза эритроцитов 38
2.6.2 Оценка степени агрегации тромбоцитов 39
2.6.3 Сканирующая электронная микроскопия поверхности немодифицированных и модифицированных сосудистых протезов до и после контакта с тромбоцитами 40
2.7 Методы оценки адгезивных и цитотоксических свойств биодеградируемых матриксов в экспериментах in vitro с использованием культур эндотелиальных клеток 41
2.7.1 Культивирование эндотелиальных клеток пупочной вены человека на немодифицированных и модифицированных матриксах 41
2.7.2 Культивирование колониеформирующих эндотелиальных клеток человека на внутренней поверхности матриксов с RGD-пептидами и без таковых 43
2.7.2.1 Сканирующая электронная микроскопия поверхности матриксов до и после культивирования эндотелиальных клеток 45
2.8 Имплантация модифицированных и немодифицированных сосудистых протезов в брюшную часть аорты крыс 46
2.9 Гистологическое исследование эксплантированных модифицированных и немодифицированных сосудистых протезов 47
2.10 Изучение элементного состава кальцификатов в эксплантированных сосудистых протезах 49
2.11 Иммунофлуоресцентное окрашивание эксплантированных сосудистых протезов 50
2.12 Статистические методы анализа данных 51
Глава 3 Разработка биодеградируемого сосудистого протеза малого диаметра, модифицированного одним сочетанием «линкер – RGD-пептид»: результаты пилотного исследования 52
3.1 Оценка качества модифицирования сосудистых протезов RGD-пептидами. 52
3.1.1 Колориметрическая оценка наличия аминогрупп 54
3.1.2 Детекция аминокислотных остатков RGD-пептида 55
3.2 Топография поверхности модифицированных сосудистых протезов 56
3.3 Физико-механические свойства сосудистых протезов после модифицирования RGD-пептидом 58
3.4 Культивирование эндотелиальных клеток пупочной вены человека на немодифицированной и модифицированной поверхности матриксов 60
3.5 Результаты имплантации сосудистых протезов в аорту крыс 61
Глава 4 Характеристика сосудистых протезов из композиции полигидроксибутирата/валерата и полиапролактона, модифицированных различными вариациями «линкер – RGD-пептид» 67
4.1 Определение оптимального времени аминолиза сосудистых протезов 67
4.2 Оценка качества проведенной процедуры модифицирования сосудистых протезов 75
4.3 Физико-механические свойства сосудистых протезов, модифицированных RGD-пептидами 77
Глава 5 Результаты тестирования сосудистых протезов из композиции полигидроксибутирата/валерата и полиапролактона, модифицированных различными конфигурациями RGD-пептидов 82
5.1 Гемосовместимость RGD-модифицированных сосудистых протезов в сравнении с немодифицированными аналогами 82
5.1.1 Определение степени гемолиза эритроцитов 82
5.1.2 Анализ агрегации тромбоцитов 83
5.2 Сравнительная оценка адгезии и жизнеспособности эндотелиальных клеток пупочной вены человека, культивируемых на RGD-модифицированных матриксах и немодифицированных аналогах 87
5.3 Оценка адгезии и жизнеспособности колониеформирующих эндотелиальных клеток человека, культивируемых на RGD-модифицированных матриксах и немодифицированных аналогах 92
5.4 Результаты имплантации в аорту мелких лабораторных животных биодеградируемых сосудистых протезов с RGD-модифицированием и без такового 101
5.4.1 Интраоперационная оценка качества и постоперационный мониторинг проходимости исследуемых сосудистых протезов 101
5.4.2 Результаты гистологического и иммунофлуоресцентного исследования эксплантированных образцов сосудистых протезов. Сравнительная оценка выраженности кальцификации стенки эксплантированных протезов 103
Заключение 119
Выводы 125
Практические рекомендации 127
Список условных сокращений 128
Список литературы 130
- Основные биологически активные вещества, используемые для модифицирования тканеинженерных сосудистых протезов
- Результаты имплантации сосудистых протезов в аорту крыс
- Сравнительная оценка адгезии и жизнеспособности эндотелиальных клеток пупочной вены человека, культивируемых на RGD-модифицированных матриксах и немодифицированных аналогах
- Результаты гистологического и иммунофлуоресцентного исследования эксплантированных образцов сосудистых протезов. Сравнительная оценка выраженности кальцификации стенки эксплантированных протезов
Основные биологически активные вещества, используемые для модифицирования тканеинженерных сосудистых протезов
Включение в состав тканеинженерной матрицы веществ, способных привлечь эндотелиальные клетки из системного кровотока реципиента и обеспечить оптимальные условия для жизнедеятельности, является одним из направлений создания биофункционализированных биоразлагаемых сосудистых протезов. К таким веществам можно отнести биоактивные молекулы, управляющие процессами ремоделирования полимерного каркаса с приоритетом скорейшей и качественной эндотелизации внутренней поверхности. Большое внимание уделяется ростовым факторам – сигнальным полипептидам, регулирующим выживание, миграцию, пролиферацию и дифференцировку клеток [35]. Вследствие химической нестабильности ростовых факторов распространённым методом включения их в состав полимерной матрицы является инкорпорирование. Например, в процессе двухфазного электроспиннинга биомолекулы заключают в состав полимерных волокон, формирующих изделие, что обеспечивает их структурную сохранность и пролонгированное высвобождение, связанное с постепенной биодеградацией полимерного волокна [30, 66, 103]. Еще одним успешным методом, позволяющим обеспечить молекулам структурную стабильность и увеличение времени жизни, является адсорбция ростовых факторов к фибронектину, фибрину, желатину, гепарину, которые в свою очередь иммобилизируются к поверхности матрикса.
Говоря об ассимиляции и ремоделировании тканей на месте полимерного трубчатого каркаса, следует учитывать тот факт, что поддержание жизнедеятельности адгезированных клеток и будущих тканей возможно при наличии обширной и разветвленной сосудистой сети [108]. Поэтому фактор роста эндотелия сосудов (VEGF) в качестве компонента модифицирования представляет большой интерес и является приоритетным, действуя в направлении усиления эндотелизации внутренней поверхности сосудистых протезов, а также стимулируя образование и рост сосудистой сети на трансплантате и прорастание капилляров в его толщу. Молекула VEGF способна обеспечить миграцию уже зрелых форм эндотелиальных клеток к полимерному матриксу из зон анастомозов и привлечь предшественников эндотелиальных клеток из крови [55]. Наиболее активно стимулирует ангиогенез изоформа VEGF-A 165 (преобладает количественно), связываясь с основным рецептором VEGFR2 на эндотелиальной клетке, обеспечивает наиболее значимые функциональные сигналы [97, 116, 144]. Севостьяновой В.В. с соавторами (2018) опубликованы данные, описывающие характер эндотелизации внутренней поверхности протезов из поликапролактона с инкорпорированным VEGF, которые были имплантированы в брюшную часть аорты лабораторным крысам на 1, 3, 6 месяцев. Так ПКЛ-VEGF сосудистые протезы продемонстрировали лучшую краткосрочную (75 % против 50 %) и долгосрочную (100 % против 75 %) проходимость относительно немодифицированных аналогов. Благодаря VEGF на внутренней поверхности трансплантатов уже через месяц имплантации было идентифицировано большое количество незрелых CD34+ эндотелиальных клеток, которые в динамике к окончанию срока имплантации в брюшную часть аорты крыс формировали монослой с преобладанием зрелых клеток с фенотипом CD31+ CD34-. Немодифицированные ПКЛ-протезы не были столь успешны [143]. Схожие результаты получены с сополимерными ПГБВ/ПКЛ-протезами, модифицированными тем же ростовым фактором [84]. В исследовании Henry J. J. D. et al. (2017) показано, что при имплантации в сонную артерию лабораторных крыс сосудистых протезов из полимолочной кислоты (ПМК) и ПКЛ/ПМК вариации, модифицированных в каждом случае VEGF, уже через 2 недели отмечен активный ангиогенез: на внутренней поверхности 82 % образцов были обнаружены эндотелиальные клетки, тогда как у немодифицированных аналогов данный процент в 2 раза ниже [57]. Другие биоактивные факторы (bFGF, PDGF и другие) вносят менее выраженный вклад в процесс эндотелизации, действуя более опосредованно. Основной фактор роста фибробластов (bFGF) оказывает влияние на множество физиологических и патологических процессов: клеточную выживаемость, дифференцировку, пролиферацию, ангиогенез, адгезию, а также на скелетообразование и заживление ран [64, 89]. Регуляция ангиогенеза bFGF основана на стимуляции зрелых эндотелиальных клеток к пролиферации и организации в трубчатые структуры [65, 138]. Как в экспериментах in vitro, так и in vivo были получены успешные результаты, касающиеся адгезии и жизнеспособности ЭК. При культивировании микрососудистых эндотелиальных клеток человека (Human microvascular endothelial cells, HMECs) и эндотелиальных прогениторных клеток периферической крови собаки (CEPC) на поверхности децеллюляризованой сонной артерии свиньи, покрытой bFGF, в условиях имитации кровотока было продемонстрировано более успешное удержание ЭК на образцах, модифицированных bFGF (60 %) [27]. Благодаря процедуре обертывания венозного трансплантата в желатиновом гидрогелевом листе, содержащем bFGF, улучшились их структурные и физиологические свойства, увеличилась выживаемость ЭК при имплантации лабораторным мышам относительно немодифицированных вен [41].
Многие другие ростовые факторы и хемоаттрактантные молекулы также используются в качестве агентов для модифицирования искусственных полимерных сосудистых протезов. В частности, достаточно интересен тромбоцитарный ростовой фактор Platelet-derived growth factor (PDGF) по причине его участия в эмбриональном и постнатальном периодах в дифференцировке, пролиферации, миграции клеток мезенхимального происхождения, в формировании и стабилизации кровеносных сосудов, в регенерации тканей [22, 37, 70]. Трансформирующий ростовой фактор (Transforming growth factor beta, TGF-beta), выделяясь во внеклеточную среду различными типами клеток, выполняет ряд функций, в том числе контролирует клеточную пролиферацию и дифференцировку, стимулирует ангиогенез [140]. Стромальный фактор (Stromal cell-derived factor – 1 alpha, SDF-1) – хемоаттрактантная молекула, выполняющая множество важных функций в эмбриональном периоде и во взрослом организме. SDF-1 управляет миграцией разных типов клеток, привлекает и участвует в пролиферации эндотелиальных прогениторных клеток из костного мозга [18, 94]. По итогам имплантации в сонную артерию овец сосудистых протезов, изготовленных из полиэстера с SDF-1, было отмечено привлечение стволовых клеток, улучшение эндотелизации, снижение гиперплазии интимы и частоты тромбозов [43].
При модифицировании синтетических изделий для замещения сосудов малого диаметра могут применяться и несколько видов биологически активных молекул для запуска разносторонних эффектов, стимулирующих и поддерживающих эндотелизацию, способствующих ремоделированию тканей сосуда с образованием всех надлежащих тканевых слоёв, присущих истинному сосуду. Так, послойное инкорпорирование комплекса (VEGF, bFGF и SDF-1) в биодеградируемый сосудистый протез из ПГБВ/ПКЛ способствовало 100 % проходимости и ранней полноценной эндотелизации внутренней поверхности протеза в экспериментах in vivo в отличие от образцов с каждым отдельно инкорпорированным фактором [6]. Доказано, что молекулы bFGF, SDF-1 поддержали устойчивое VEGF-индуцированное образование качественной эндотелиальной выстилки на внутренней поверхности сосудистого протеза. Высокая первичная проходимость в период 12-месячной имплантации крысам обеспечила формирование сосудистых тканей на месте биодеградируемого матрикса с одновременным снижением интенсивности кальцификации и отсутствием признаков иммунного отторжения [4, 84].
Результаты имплантации сосудистых протезов в аорту крыс
Сосудистые протезы ПГБВ/ПКЛ-RGD (п=4) и ПКЛ-RGD (п=4) имплантировали сосудистое русло лабораторных крыс. В качестве контроля выступили немодифицированные сосудистые протезы аналогичного полимерного состава (п=4).
Все крысы данного пилотного экспериментального исследования дожили до срока вывода из эксперимента, равного 12 месяцам. При длительном сроке имплантации протезы на основе поликапролактона в 50 % случаев вытягивались в длину, превышая первоначальную в 2 раза. Стенка ПКЛ и ПКЛ-RGD протезов истончалась, что приводило к аневризмам. При этом немодифицированные и модифицированные ПГБВ/ПКЛ-протезы были проходимы, сохранили свою изначальную форму, не подверглись разрывам, аневризмам, стенозам или другим структурным изменениям (рисунок 8).
Характер тканевой реакции на имплантацию всех протезов на основе ПКЛ в 25 % случаев сопровождался развитием хронического воспаления в стенке по типу гранулематозного, на фоне чего стенка утолщалась, а среди клеточных элементов превалировали макрофаги и большое количество гигантских клеток инородного тела. Проходимость ПКЛ и ПКЛ-RGD-протезов составила 75 %. При оценке результатов гистологического исследования эксплантированных немодифицированных образцов сосудистых протезов ПГБВ/ПКЛ в 50 % случаев был обнаружен пристеночный тромб, перекрывавший большую часть просвета протезов. Модифицированные ПГБВ/ПКЛ-RGD-протезы были более тромборезистентными, частота тромбообразования к концу эксперимента составляла 25 % (1 из 4). Новообразованный эндотелиальный монослой выявлен на внутренней поверхности 75 % (3 из 4) ПКЛ-RGD и ПГБВ/ПКЛ-RGD-протезов против 25 % немодифицированных аналогов (1 из 4) (рисунок 9).
Для подтверждения наличия эндотелиального монослоя, обнаруженного на внутренней поверхности исследуемых сосудистых протезов, и установления его фенотипической принадлежности, было проведено двойное иммунофлуоресцентное окрашивание с использованием маркеров зрелых эндотелиальных клеток – к рецептору CD31+ и прогениторных эндотелиальных клеток – к рецептору CD 34+. Дополнительно проведено окрашивание на идентифицирование белка, продуцируемого эндотелиальными клетками – фактора фон Виллебранда. Иммунофлуоресцентное окрашивание эксплантированных образцов показало сформированный непрерывный эндотелиальный монослой на внутренней поверхности модифицированных ПГБВ/ПКЛ-протезов, при этом на внутренней поверхности ПКЛ-RGD обнаружена прерывистая эндотелиальная выстилка. Сформированный монослой клеток на внутренней поверхности модифицированных протезов действительно состоял из эндотелиальных клеток, что подтверждено специфической флуоресцентной окраской мембранных рецепторов (рисунок 10).
Наличие большего количества сайтов клеточной адгезии на внутренней поверхности ПГБВ/ПКЛ-протезов, в 2 раза превышающее таковое на поверхности из чистого ПКЛ, способствовало более эффективному привлечению, адгезии ЭК. А также их переходу из CD34+ в зрелый CD31+ фенотип, активно секретирующий фактор фон Виллебранда (vWF+). Такой эффект отсутствовал либо был слабо выражен (1 из 4) у немодифицированных аналогов (рисунок 11).
Таким образом, результаты специфической флуоресцентной окраски демонстрируют простимулированное формирование и должное функционирование монослоя эндотелиальных клеток на внутренней поверхности протезов, модифицированных RGD-пептидом – LA-GRGDG-Ah.
Сравнительная оценка адгезии и жизнеспособности эндотелиальных клеток пупочной вены человека, культивируемых на RGD-модифицированных матриксах и немодифицированных аналогах
Эксперименты с использованием культур клеток проводились при переводе искусственного протеза из 3D в 2D формат с дальнейшим наименованием полученных плоских образцов (листов) термином «матрикс». Также важно отметить, что на немодифицированных ПГБВ/ПКЛ нетканых матриксах невозможна адгезия и пролиферация HUVECs, так как наличие сайтов клеточной адгезии – обязательное условие для прикрепления HUVECs к поверхности биоматериала. Поэтому наличие жизнеспособных HUVECs на поверхности RGD-протезов ПГБВ/ПКЛ указал на успешность проведенного модифицирования по иммобилизации RGD-пептидов. На всех исследуемых видах модифицированных матриксов процесс адгезии HUVECs протекал в схожем темпе. По количеству адгезированных клеток на 1 мм2 поверхности в порядке убывания матриксы расположились следующим образом: А2Р3: (70,6 [41,2; 79,4]) А1Р2 (64,7 [52,9; 94,1]) А1Р3 (58,8 [38,2; 132,4]) А2Р1 (50,0 [44,1; 88,3]) А1Р1 (47,1 [20,6; 67,6]) А2Р2 (41,0 [29,4; 100,0]). Статистически значимых различий по общему количеству клеток на площади в 1 мм2 между группами не установлено.
Основываясь на абсолютное количество погибших клеткам на исследуемой площади в 1 мм2, модифицированные матриксы выстроились иначе: А1Р1 (29,4 [14,7; 52,9]) А1Р3 (29,4 [17,6; 44,1]) А1Р2 (23,5 [11,8; 70,6]) А2Р3 (23,5 [17,6; 29,4]) А2Р2 (11,8 [0,0; 20,6]) А1Р2 (5,9 [0,0; 32,4]). Также по данному показателю были выявлены статистически значимые отличия в сравнении группы А2Р2 с группой А1Р1 (р=0,04) и А1Р3 (р=0,02) (рисунок 19).
Анализ относительного количества жизнеспособных и погибших клеток при модифицировании матриксов различными комбинациями «линкер-пептид» выявил, что по динамике показателей матриксы можно разделить на 2 группы. В первой группе (А1Р2, А2Р1, А2Р3) отмечено более 50 % жизнеспособных клеток (диапазон от 53 % до 84 %). Во второй группе (А1Р1, А1Р3, А2Р2) наоборот, более 50 % погибших клеток (диапазон от 54 % до 77 %) (рисунок 20).
Пролиферативная активность HUVECs выражена в виде относительного количества пролиферирующих клеток на единицу площади. Наибольшее относительное число пролиферирующих HUVECs отмечено на матриксах А2Р1 (10,0 [6,9; 12,5] %), А2Р3 (10,7 [0,0; 20,0] %) и А1Р1 (11,1 [7,1; 23,1] %) Процент пролиферирующих клеток на поверхности А1Р3 составил 5,0 [0,0; 22,2] %. Наименьшее относительное количество пролиферирующих клеток оказалось на матриксах А1Р2 (1,7 [1,1; 13,3] %) и А2Р2 (1,4 [0,6; 11,1] %) (рисунок 21).
Визуальная картина соотношения пролиферирующих HUVECs к общему количеству адгезированных клеток в зависимости от вида модифицирования представлена на рисунке 22.
Результаты гистологического и иммунофлуоресцентного исследования эксплантированных образцов сосудистых протезов. Сравнительная оценка выраженности кальцификации стенки эксплантированных протезов
При проведении гистологического и иммунофлуоресцентного исследования эксплантированных образцов сосудистых протезов ПГБВ/ПКЛ с модифицированной поверхностью и без таковой учитывали проходимость имплантатов, заселение стенки клетками и формирование внеклеточного матрикса, а также отложения солей кальция в стенке протеза через 1 и 3 месяца имплантации лабораторным животным. При выводе животных из эксперимента как через 1, так и через 3 месяца не выявлено аневризм, стенозов и других нарушений изначальной формы стенки сосудистого протеза: все эксплантированные экземпляры были целостны и недеформированы.
Немодифицированные ПГБВ/ПКЛ сосудистые протезы. Гистологические методы исследования показали, что через 1 месяц имплантации в просвете двух из шести (33,3 %) эксплантированных немодифицированных имплантатов выявлен реканализированный обтурирующий тромб. Спустя 3 месяца имплантации процент проходимых протезов по-прежнему составил 66,7 %. Через 1 месяц имплантации немодифицированных сосудистых протезов отложения солей кальция в их стенке отсутствовали. Однако к 3 месяцу имплантации в стенке 50 % проходимых сосудистых ПГБВ/ПКЛ-протезов был выявлен аморфно кристаллический кальций (АМК). Отложения АМК располагались под неоинтимой, занимая до 25 % окружности (рисунок 32).
Модифицированные сосудистые протезы. Различные методы гистологической окраски подтвердили результаты УЗИ-исследования: модифицированные сосудистые протезы, в частности А1Р2, А1Р3, А2Р1, А2Р2, А2Р3, не имели признаков тромбообразования и сохранили проходимость спустя 3 месяца функционирования в сосудистом русле. Большую склонность к образованию тромба проявили экземпляры A1P1: проходимыми были лишь 33,3 % на всём протяжении эксперимента (таблица 12).
При оценке динамики кальциноза стенки полимерных сосудистых протезов в зависимости от модифицирования внутренней поверхности тем или иным сочетанием «линкер – RGD-пептид» было выделено 2 наилучших сочетания в данной категории: А2Р1 и А2Р3. Кальцификация стенки данных образцов спустя 1 месяц имплантации отсутствовала, а через 3 месяца имплантации выявлены очаги АМК под неоинтимой в 33,3 % случаев. Вариант модифицирования А2Р2 для группы протезов с линкером А2 оказался одним из худших. Кальцификация стенки протезов А2Р2 выявлена на всех сроках имплантации в 50 % случаев. Аморфный кальций спустя 1 месяц после имплантации располагался очагами под неоинтимой, занимая до 50 % окружности. К 3 месяцу имплантации аморфный кальций перешёл к АМК в виде полулуния, занимая до 40 % окружности внутреннего просвета.
Биодеградируемые сосудистые протезы ПГБВ/ПКЛ, модифицирование внутренней поверхности которых проведено с использованием линкера А1, обладали высокой склонностью к кальцинозу. В стенке протезов А1Р1 и А1Р2 идентифицированы очаги аморфного кальция спустя 1 месяц имплантации в 33,3 % и 16,6 % случаев соответственно. Спустя 3 месяца имплантации эта цифра возросла до 50 %. Изменился вид и характер распространения солей кальция: аморфный кальций трансформировался в АМК, который распространился в виде полулуний, заняв до 50 % окружности стенки протеза. В стенке протезов А1Р3 спустя 1 месяц имплантации кальцификация отсутствовала, но к концу эксперимента в 50 % наблюдений обнаружен АМК в виде очагов под неоинтимой.
Благодаря оценке элементного состава кальцификатов в стенке эксплантированных сосудистых протезов, проведенной при помощи метода электронно-зондового микроанализа, установлены структурные особенности кальцификатов. Аморфный кальций, образовавшийся в стенке модифицированных протезов спустя 1 месяц имплантации в сосудистое русло крысы, представлял собой аморфный фосфат кальция с соотношением Са/Р=1,22-2,22. Преобладание аморфно-кристаллического кальция спустя 3 месяца имплантации – это аморфный фосфат кальция (АФК) с соотношением Са/Р=1,22-2,22 и его предшественник кальций дефицитный гидроксилапатит (нГАП) с соотношением Са/Р=1,5-1,67. Типичные изображения СЭМ и рентгеновский энергодисперсионный спектр для АФК и нГАП представлены на рисунке 33.
Одним из показателей пригодности тканеинженерного высокопористого сосудистого протеза является способность поддерживать миграцию клеток в толщу стенки такого протеза после его имплантации в сосудистое русло. Это крайне важно для дальнейшего синтеза клетками компонентов естественного внеклеточного матрикса и формирования на основе протеза новообразованной сосудистой ткани. Однако с учётом биодеградации полимеров клетками моноцитарно-макрофагальной системы не исключен и воспалительный ответ на имплантацию, способный реализовать развитие локальной хронической воспалительной инфильтрации. Поэтому при изучении гистологических срезов эксплантированных образцов сосудистых протезов большое внимание уделено наличию или отсутствию хронического воспаления в стенке протезов наряду с изучением интенсивности клеточного заселения.
В пористой стенке проходимых (66,7 %) немодифицированных сосудистых протезов через 1 месяц имплантации отмечена умеренная клеточность: заселение происходило в основном при участии фибробластов – миграция больше с наружных 2/3 толщины стенки протеза. Через 3 месяца имплантации в одном случае в стенке проходимого протеза были обнаружены признаки умеренного гранулематозного воспаления: очаговые скопления макрофагов.
Образцы группы A2P1 имели высокую клеточность уже после 1 месяца имплантации (рисунок 34).
Клеточность в пористой стенке A2P1сохранялась через 3 месяца и была выше, чем у представителей группы А1Р1. При сравнении групп сосудистых протезов с пептидом AhRGD (Р2) отмечено, что в стенке A1P2 имела место интенсивная инфильтрация клетками через 1 месяц, однако через 3 месяца клеточность снижалась. В стенке протезов А2Р2 отмечена умеренная миграция клеток на протяжении всего эксперимента. В стенке сосудистых протезов с А1Р3 через 1 месяц имплантации наблюдали умеренное количество клеток, которое не менялось при увеличении срока имплантации. Пористую структуру сосудистых протезов, модифицированных A2P3, клетки заселили в умеренном количестве через 1 месяц с увеличением клеточности спустя 3 месяца имплантации (рисунок 35).