Биологические заменители инфраингвинальных артерий: эволюция и перспективы развития (обзор)

Актуальность проблемы

Основной причиной патологического поражения артерий нижних конечностей (инфраингвинальных артерий, ИАр) является атеросклероз, заболеваемость которым ежегодно увеличивается [1]. В настоящее время у значительной части больных возможно выполнение малоинвазивного вмешательства — баллонной ангиопластики со стентированием [2]. Тем не менее большинству пациентов все же показаны оперативные вмешательства с заменой пораженного участка артерии протезом или аутогенной большой подкожной веной, остающейся «золотым стандартом» эффективности данного вида реконструкций [3]. Однако, учитывая преимущественно мультифокальный характер атеросклеротического поражения, аутовену стараются использовать в первую очередь для аортокоронарного шунтирования. По этой причине, а также вследствие некоторых анатомических особенностей v. saphena magna (рассыпной тип строения вены) чаще всего приходится использовать именно протез [4].

Известно, что протезы из синтетических материалов — дакрона (Dacron) и политетрафторэтилена (PTFE) — демонстрируют хорошие отдаленные результаты, если диаметр реконструируемой артерии превышает 6 мм, однако они категорически противопоказаны для шунтирования артерий диаметром менее 4 мм [5]. Артерии нижних конечностей занимают промежуточное положение: диаметр бедренной артерии в зоне наложения проксимального анастомоза составляет 6–7 мм; подколенной — 5 мм, если анастомоз располагается выше щели коленного сустава, и 4 мм — ниже суставной щели; в берцовом сегменте оптимальный диаметр шунта не должен превышать 3,5 мм.

В течение нескольких десятилетий открытым остается вопрос: какой тип или модель протеза следует признать оптимальными для реконструкции ИАр? Главным критерием являются показатели первичной проходимости — отсутствие рестенозов и тромбозов артериального заменителя в отдаленном (не менее 5 лет) послеоперационном периоде. При вторичной проходимости, когда функция шунта восстановлена путем различных вмешательств — ангиопластики, стентирования, реконструкции зоны анастомоза и т.д., — характеристики графта менее показательны. Не вызывает сомнения, что наилучшие показатели первичной проходимости демонстрирует аутогенная вена.

В отношении протезов различных типов необходимо проведение рандомизированных исследований, так как сравнивать результаты различных сосудистых центров крайне сложно: резко различается состав пациентов по сопутствующим заболеваниям, состоянию путей притока и оттока. В то же время хорошо известно, что проходимость любых шунтов, в том числе и аутовенозных, значительно выше у пациентов с сохранным кровотоком в трех артериях голени, по сравнению с пациентами, у которых окклюзирована одна и тем более — две артерии.

В доступной нам литературе результаты применения биопротезов отражены недостаточно. Кроме того, отсутствуют сведения о крупных рандомизированных исследованиях. Авторы единственного мета-анализа, опубликованного в 2017 г., отмечают, что в целом биопротезы превосходят заменители из PTFE по показателям отдаленной проходимости, хотя для доказательного заключения имеющихся данных недостаточно [6].

Cовременное состояние биомедицинской науки позволяет надеяться на создание в течение ближайшего десятилетия клинически доступных тканеинженерных конструкций, в том числе — для замещения пораженных сосудов различной локализации [7]. Однако уже сейчас достижения в области разработки тканеинженерных заменителей артерий нижних конечностей и ближайшие перспективы их развития нуждаются в анализе.

В связи с этим целью настоящего обзорного исследования является анализ клинических результатов применения различных биологических протезов артерий нижних конечностей, а также оценка перспектив создания тканеинженерных сосудистых конструкций.

Эволюция биопротезов инфраингвинальных артерий

Первой серьезной, но неудачной попыткой создания биопротеза ИАр стали исследования, проведенные в 50–60-х гг. прошлого столетия [8–10]. Авторы использовали сонную артерию крупного рогатого скота, обработанную протеолитическим ферментом фицином с последующей консервацией в формальдегиде. Дальнейшие вариации способа обработки артерии заключались в замене сшивающего агента на бифункциональный — диальдегид крахмала или глутаральдегид, процесс обработки усложнился [11–13]. Биопротезы Solcograft и Solcograft-Р, основанные на идеях N. Rosenberg, были апробированы в клинических условиях [8, 11], в том числе в мультицентровых исследованиях с количеством пациентов более 100 [12, 13]. Авторы называли эти биопротезы разумной альтернативой синтетическим заменителям, однако показатели вторичной проходимости через 4 года составили только 50–60%, а показатели частоты развития аневризм — 36–42%. Исследование R.J. Holdsworth с соавт. [13] поставило точку в клиническом применении биопротезов из бычьей каротидной артерии. Скорее всего, неудачи были обусловлены как анатомическим несоответствием данного биопротеза зоне реконструкции (его диаметр составлял 7,5–14 мм [9] при диаметрах бедренно-подколенного артериального сегмента 4–7 мм), так и способом обработки (диальдегиды придают биоматериалу жесткость и гидрофобность, что отрицательно сказывается на биомеханических свойствах и характеристиках потока в зоне реконструкции).

Наиболее значительный след в истории сосудистой хирургии оставил биопротез из консервированной глутаральдегидом вены пупочного канатика человека (HUV bioprosthesis, или BioGraft), предложенный H. Dardick в 1974 г. [14]. С 1975 по 1989 г. коммерческим производством данного биопротеза занималась компания Meadox Medicals, Inc. (США) [15]. BioGraft продемонстрировал хорошие показатели первичной проходимости — 50–60% в сроки до 3 лет и 42–50% — в сроки до 6 лет [16–18]. В рандомизированных исследованиях с участием более 200 пациентов доказано, что первичная проходимость HUV-биопротеза достоверно выше, чем синтетических протезов из PTFE [18–20]. Основным недостатком протеза BioGraft, по данным различных исследователей [16, 21, 22], являлась высокая частота развития аневризм и биодеградации — 8–17%. В связи с этим H. Dardick с соавт. была проведена серьезная работа по выявлению причин аневризм [23], в результате которой предложено наружное усиление в виде тотальной облицовки биоматериала дакроновой сеткой. Такой продукт известен как HUV-биопротез второго поколения, и права на него перешли в 1989 г. компанииBioVascular Inc., которая в дальнейшем и осуществляла его производство. Модификации, внесенные в дизайн биопротеза, положительно сказались на клинических результатах: 6-летняя первичная проходимость увеличилась на 14% [24], а частота аневризм снизилась до 2,9–3,5% [24, 25].

В 2011 г. был опубликован аналитический обзор K.R. Ziegler с соавт. [26], обобщающий опыт применения инфраингвинальных реконструкций с использованием различных типов артериальных заменителей. На основании представленных в обзоре материалов очевидно, что наилучшие результаты демонстрирует аутовена (см. таблицу). Наиболее распространенные в мире протезы из PTFE дают удовлетворительные результаты лишь при бедренно-надколенных реконструкциях. HUV-биопротезы занимают промежуточное положение между аутовеной и синтетическими протезами и при отсутствии у пациента адекватной аутовены могут быть использованы для реконструкции ИАр. Однако в 2005 г. FDA наложила вето на производство и применение изделий из тканей человека [15].

---

Показатели 5-летней первичной проходимости в инфраингвинальных позициях аутогенной вены, биопротеза из вены пупочного канатика человека (HUV-биопротез) и синтетического протеза из PTFE, по данным мета-анализа, % [26]

---

В настоящее время на мировом рынке представлены два вида биопротезов. Один из них — Оmniflow II — позиционируется как биосинтетический протез из овечьего коллагена, консервированного глутаральдегидом. Для получения такой конструкции полиэфирную сетку, надетую на силиконовый стержень, помещают под кожу взрослым овцам на 12–14 нед. За это время коллаген животного-донора плотно покрывает и прорастает полимерную сетку, после чего имплантат удаляют и консервируют глутаровым альдегидом [27]. Автором данной технологии являются V. Ketharanathan и B.A. Christie [28]. В 1983 г. после успешных доклинических и клинических испытаний австралийская компания BioNova начала выпускать такие биопротезы для нужд сосудистой хирургии [27].

Сведений о клинических результатах использования биопротеза Оmniflow II немного. Наиболее значительный опыт его применения представлен G. Koch с соавт. [29, 30] у 274 пациентов. Авторы расценивают результаты как удовлетворительные, хотя 5-летняя первичная проходимость даже при сохранных путях оттока на голени составила 45% при бедренно-надколенном шунтировании и 40% — при бедренно-подколенном, что значительно хуже совокупных (без разделения на подгруппы в зависимости от путей оттока на голени) показателей, достигнутых при использовании HUV-биопротеза (см. таблицу). При одной сохранной артерии голени данные показатели составили 27 и 17% соответственно. Большинство исследователей считают, что использование Оmniflow II оправдано только в условиях инфицированной зоны реконструкции [31–33], так как биоматериалы, в силу нулевой хирургической порозности, более резистентны к контаминации, по сравнению с пористыми синтетическими материалами. Однако другие авторы, получившие отрицательные результаты, довольно резко критикуют данный артериальный заменитель, считая его применение нецелесообразным [34, 35].

Еще менее изучен второй из представленных на мировом рынке артериальных биопротезов — ProColиз брыжеечной вены крупного рогатого скота, обработанной глутаральдегидом. J. Schmidli с соавт. [36] использовали его для инфраингвинальных реконструкций у 32 пациентов и получили неудовлетворительные результаты: первичная проходимость уже через 1 мес составила 16%; вторичная (через 1 год) — 26%. Аневризмы протеза наблюдали в 6% случаев в течение 1,5 лет. В настоящее время данный протез рекомендован лишь в качестве артерио-венозной фистулы у больных, находящихся на гемодиализе. Тем не менее компания LeMaitre Vascular (США) приобрела права на биопротезы Оmniflow II (в 2014 г.) и ProCol (в 2016 г.) и активно продвигает их на мировом рынке [37].

В России с 1993 г. в практике сосудистой хирургии применяют биологический протез из внутренней грудной артерии крупного рогатого скота, консервированной эпоксидным соединением и модифицированной гепарином — «КемАнгиопротез», выпускаемый в настоящее время компанией «НеоКор» (Кемерово).

Создание этого биопротеза явилось продолжением исследований, начатых в 1987 г. С.Nojiriс соавт. [38] и получивших бурное развитие в конце 80-х и начале 90-х годов прошлого столетия. Соединения из класса эпоксидов, применяемые в качестве альтернативы глутаральдегиду для поперечной сшивки коллагеновой основы ксеноартерий, привлекли пристальное внимание исследователей, так как обработанный эпоксидами биоматериал приобретает гидрофильность и упруго-эластические свойства, близкие к естественной артерии, а также высокую резистентность к кальцификации [39]. В 1993 г. компания Baxter International (США) анонсировала выход на рынок новых артериальных биопротезов Denaflex, обработанных полиэпоксидным консервантом Denacol-313 [40]. Однако этот биопротез так и не появился на рынке. Возможно, неудачная попытка клинического внедрения Denaflex была обусловлена тем, что все исследователи работали с эпоксидными препаратами Denacol (Nagase Ltd., Япония), имеющими техническую степень очистки и содержащими большое количество токсичных примесей. В России производством эпоксидного консерванта — диглицидилового эфира этиленгликоля — занимается Новосибирский институт органической химии им. Н.Н. Ворожцова СО РАН, и синтезируемый препарат имеет чистоту 97,5–99%.

Опыт применения эпоксиобработанных инфраингвинальных биопротезов, накопленный российскими сосудистыми хирургами, нашел отражение в ряде работ [41–49]. В целом авторы расценивают результаты как удовлетворительные и признают «КемАнгиопротез» разумной альтернативой аутовене в бедренно-надколенной позиции и протезом выбора в бедренно-подколенной позиции при недоступности аутовенозного трансплантата. Так, в наиболее крупном исследовании [41], посвященном 12-летнему наблюдению результатов имплантации 315 биопротезов, показано, что их 6-летняя проходимость в бедренно-надколенной позиции составляет 60,3%, что соответствует результатам, полученным с HUV-биопротезами (см. таблицу). В дальнейших работах этих авторов установлено, что результаты биопротезирования ИАр могут быть улучшены как путем усовершенствования способа обработки биопротеза, а именно — замены нефракционированного гепарина на низкомолекулярный эноксапарин натрия [48], так и модификацией таких факторов риска, как гиперагрегация тромбоцитов и воспалительный ответ [49]. Однако проблема формирования аневризм, возникающая при использовании всех биологических протезов, характерна и для «КемАнгиопротезов». Частота данного осложнения составляет 1,9–7,0% [41, 47].

Таким образом, в современной реконструктивной хирургии для замещения пораженных ИАр используются аутовенозные трансплантаты, синтетические и биологические протезы. Ни один из этих заменителей не является идеальной альтернативой естественной артерии; все они в той или иной степени подвержены осложнениям, требующим повторных вмешательств или ампутации конечности.

Тканеинженерные артерии — альтернатива сосудистым протезам?

Оптимальным решением для замещения ИАр могло бы стать использование подходов регенеративной медицины, а именно — имплантация в компрометированную зону тканеинженерной конструкции с перспективой полного или частичного восстановлении естественной артерии за счет живой самообновляющейся ткани.

Для этого тканеинженерный графт (TEVG) должен удовлетворять ряду обязательных требований [50, 51]:

1) на начальном этапе — эффективно выдерживать и компенсировать механические нагрузки потока крови с минимальными или нулевыми утечками через стенку; соотношение между эластичностью, растяжимостью и прочностными свойствами следует подбирать так, чтобы в зоне реконструкции не создавалось деформаций и градиентов давления [52–56];

2) не вызывать нежелательных реакций, в первую очередь — иммунного ответа; при изготовлении графта нужно выбирать материалы, нетоксичные для окружающих тканей и клеток, поскольку они участвуют в его наполнении [57, 58];

3) внутренний слой графта, непосредственно контактирующий с кровью, должен обладать тромборезистентностью [57];

4) быть удобным для использования: длительное сохранение стерильности, отсутствие специальных условий транспортировки и хранения, легкость хирургических манипуляций с изделием при его имплантации — все это будет играть большую роль в формировании рынка коммерческих TEVG [59];

5) необходимо, чтобы в тканеинженерных конструкциях на основе биорезорбируемых матриц имплантированная матрица полностью замещалась живыми клеточными и внеклеточными структурами [60, 61].

Подходы к созданию тканеинженерных сосудов. Существует два подхода к созданию TEVG, аналогичных по последовательности: создание мат­рицы → клеточное наполнение матрицы → самоорганизация структуры под влиянием внешних и внутренних условий в жизнеспособный трансплантат, подходящий в анатомо-функциональном отношении замещаемому сосуду. Первый подход предусматривает заселение графта клетками in vitro перед имплантацией, второй — в организме реципиента.

Ключевым моментом успешности первого подхода является правильный выбор клеток для культивирования; используются, как правило, стволовые клетки [62]: мононуклеарные и мезенхимальные костномозговые [63–68], мышечные [69], индуцированные плюрипотентные [70, 71], мезенхимальные, выделенные из жировой ткани [72–74]. В некоторых исследованиях также применяют фибробласты [75, 76], однако их регенеративный потенциал ограничен, а использование затруднено, так как трудно подобрать подходящую ткань, которую можно иссечь для последующей работы с клетками [77–79].

Возможны два варианта: аутоклеточный — забор собственных клеток реципиента; аллоклеточный [80] — забор клеток от донора, подходящего по главному комплексу гистосовместимости. Клеточные культуры помещают в биореактор, где они постепенно заполняют пористую матрицу в условиях, имитирующих кровоток.

Биореакторный подход привлекателен для хирурга и реципиента возможностью получения полностью готового искусственно выращенного сосуда, который следует лишь имплантировать в пораженную зону. Однако забор и культивирование стволовых клеток (а в случае аллоклеточного ресурса — еще и поиск донора) являются достаточно трудоемкими процедурами и требуют больших временны'х и финансовых затрат [81]. Сроки хранения «биореакторных» TEVG очень ограничены, причем для поддержания жизнеспособности клеток необходимы определенные условия [82–84]. Помимо этого, на данном этапе развития науки даже в контролируемых условиях биореактора не удается вырастить адекватно организованный в анатомо-функциональном отношении сосуд [85].

Другой подход заключается в использовании бесклеточных матриц, которые подлежат заселению клетками in situ в организме реципиента. Соответственно, отпадает необходимость поиска донора — клеточный ресурс всегда аутогенный. Кроме того, ацеллюлярные графты не требуют культивирования клеток — следовательно, упрощается технология изготовления, увеличивается срок стерильного хранения, а значит, снижается себестоимость и повышается доступность изделия для клинической практики [86]. При таком подходе все усилия исследователей сконцентрированы на создании оптимальной матрицы.

Матрицы для тканеинженерных конструкций. Самые первые исследования были посвящены синтетическим недеградируемым матрицам. Р. Zilla с соавт. в 1987 г. сообщили об успешной имплантации человеку протезов из PTFE с эндотелизированной in vitro внутренней поверхностью [87]. Затем метод был усовершенствован [88], и в работе 2009 г. эта же группа авторов поделилась 15-летним опытом применения таких протезов у 318 больных, оперированных на бедренно-подколенном сегменте. 10-летняя проходимость в целом составила 61% [89], что не уступает результатам аутовенозных реконструкций. Однако в настоящее время, несмотря на доказанную эффективность, данный подход не является приоритетным, так как очевидно, что недеградируемые матрицы не обладают регенеративным потенциалом и не позволяют достичь основной цели — создания на месте замещаемого сегмента полноценной живой артерии [90].

Параллельно с исследованием синтетических недеградируемых матриц шли работы по изучению децеллюляризированных алло- и ксеногенных артерий. Несмотря на вариабельность различных протоколов децеллюляризации, принцип данного подхода заключается в разрушении и удалении клеток донора с последующей химической сшивкой внеклеточного матрикса, которая предупреждает его деградацию в организме реципиента; далее эта конструкция подвергается клеточному наполнению. Сторонники данного подхода видят основное преимущество в том, что он позволяет избежать конструирования сложной структуры внеклеточного матрикса de novo [90]. Ключевым недостатком этого метода является именно стабильность нерезорбируемой матрицы в сочетании с высокой иммуногенностью ксеноматериала: доказано, что децеллюляризированные сосудистые графты провоцируют острое и хроническое воспаление [91, 92].

Следующим витком разработок стали биорезорбируемые матрицы. Для их изготовления выбирают синтетические и натуральные полимеры, которые, деградируя, дают возможность со временем сформироваться новой ткани. Из синтетических полимеров наиболее часто используют поликапролактон (PCL), полигликолиевую кислоту (PGA), сложный полиэфир себациновой кислоты и глицерола (PGS), сложный полиэфир уретан-мочевины (PEUU), из натуральных — фибрин, фиброин шелка, коллаген, эластин, хитозан, альгинат и различные их комбинации [86, 93, 94]. В некоторых, относительно недавних, работах авторы совмещают оба вида полимеров в попытке достичь оптимальных свойств каждого тканевого слоя [60, 95–98].

Для создания биорезорбируемых матриц существует несколько способов на основе пористых полимеров [99] либо пленок, которые затем сворачивают в трубки [100]. Однако самым популярным методом остается электроспиннинг. При использовании этого метода на струю полимера действуют электростатическими силами, и застывающий на коллекторе полимер формирует неупорядоченную трехмерную сеть филаментов, напоминающую внеклеточный матрикс [101].

Со временем появился «бескаркасный» подход создания TEVG. Исторически первым способом была так называемая клеточная самосборка (self-assembly): двумерный клеточный пласт сворачивали вокруг сердечника, формируя трубку будущего графта [102]. С развитием этого подхода появлялись и другие методы, такие, как печать клетками [103] и формирование микротканевых агрегатов (microtissue aggregates) — групп клеток, помещенных в форму, где они постепенно формируют трубчатую структуру сосуда.

Большинство исследований в настоящее время проводится на модельных животных: мышах, свиньях, овцах, собаках [104]. Лишь некоторые тканеинженерные конструкции достигли стадии клинической апробации. В частности, группа исследователей — пионеров в этой области (S. Dahl с коллегами) доработала первоначальный подход — «синтетические матрицы/биореактор», подвергнув сформировавшийся графт децеллюляризации — клетки были селективно разрушены, но сформированный ими внеклеточный матрикс остался. Эта методика была апробирована клинически в 2012 г.; TEVG были имплантированы 10 пациентам, их первичная проходимость составила 78% через 1 мес и 60% — через 6 мес [59]. Ожидаются отдаленные результаты исследования.

Нерешенные проблемы тканевой инженерии сосудов. Известно, что естественные сосуды состоят из трех слоев и разделяющих их мембран, тогда как современные разработки ограничиваются одно- или двуслойными графтами. Это само по себе лимитирует способность графта адаптироваться к микроокружению естественного сосуда и воспроизвести de novo трехслойную архитектонику.

Еще более сложная проблема — селективное клеточное наполнение имплантированного скаффолда — т.е. заселение каждого анатомо-функционального слоя сосуда нужным типом клеток: эндотелиоцитами — интимы, фибробластами и гладкомышечными клетками — медии и адвентиции. До сих пор ни в одной из областей медицинской науки не существует способов направленного моделирования процесса регенерации, и тканевая инженерия сосудов — не исключение. Направление, получившее название «функционализация матриц», находится в процессе бурного развития, однако пока здесь больше вопросов, чем ответов.

Еще одна проблема — отсутствие адекватной модели для апробации TEVG. Показано, что ни один из используемых модельных организмов на сегодняшний день не является оптимальным вследствие кардинальных отличий от человеческого по многим параметрам — начиная от анатомо-физиологических и заканчивая набором и структурой сигнальных молекул [105–107].

Заключение

В ежедневной практике сосудистых хирургов аутогенная большая подкожная вена остается «золотым стандартом» пластического материала для реконструкции инфраингвинальных артерий, однако довольно часто возникает необходимость использования протезов. Биопротезы демонстрируют несколько лучшие показатели проходимости по сравнению с синтетическими, но это не решает проблему адекватного артериального заменителя. Кардинальным решением может стать создание тканеинженерных конструкций, способных со временем трансформироваться в естественную артерию.

Метод создания пригодных для практики тканеинженерных сосудов пока не найден, несмотря на обилие исследований и предлагаемых подходов. Нам еще предстоит понять, как будет выглядеть идеальный графт, готовый к широкому использованию в клинике. Вероятнее всего, на этапе формирования рынка тканеинженерных сосудов главным конкурентным преимуществом станут адекватная стоимость графта, удобство его применения и, безусловно, уверенность в безопасности для пациента и сведение к минимуму возможных побочных реакций [59].

Сегодня уже очевидно, что разработки в области тканевой инженерии постепенно войдут в повседневную врачебную практику [108, 109]. Поэтому необходимо мониторировать постоянно обновляющиеся данные о клинических и преклинических испытаниях, пересматривать требования, предъявляемые к тканеинженерным графтам, учитывать экономические и этические факторы внедрения новых разработок. Чрезвычайно важно уже сейчас помнить о важнейшем подходе персонализированной медицины — вовлечении пациента в принятие решения при выборе имплантата. Такой фактор «персонализации» в будущем будет играть все более ощутимую роль [110, 111].

За рубежом группы исследователей развивают различные подходы к созданию TEVG. В России это направление пока недостаточно развито, в связи с чем соотношение «цена/качество» большинства тканеинженерных продуктов на первых этапах, скорее всего, будет превышать доступный порог. Однако отдельные разработки начинаются, и можно надеяться, что это препятствие будет со временем преодолено [112, 113].

За современными разработками в области регенеративной медицины стоит будущее. Какие из них войдут со временем в повседневную практику, пока неясно. Не вызывает сомнений лишь одно: тканевая инженерия — область медицинской науки, которая уверенно перемещается из мира идей в мир реальных, ощутимых и многообещающих результатов.

Финансирование исследования. Исследование не финансировалось какими-либо источниками.

Конфликт интересов. Авторы декларируют отсутствие конфликтов интересов, о которых необходимо сообщить.