РОЛЬ КОМПОНЕНТОВ ИСКУССТВЕННЫХ МАТРИКСОВ, ПРИМЕНЯЕМЫХ ДЛЯ РЕГЕНЕРАТИВНОЙ МЕДИЦИНЫ, В БОРЬБЕ С ПЕРИПРОТЕЗНОЙ ИНФЕКЦИЕЙ Текст научной статьи по специальности «Биотехнологии в медицине»

ОБЗОРЫ

DOI: 10.23868/202107018

РОЛЬ КОМПОНЕНТОВ ИСКУССТВЕННЫХ МАТРИКСОВ, ПРИМЕНЯЕМЫХ ДЛЯ РЕГЕНЕРАТИВНОЙ МЕДИЦИНЫ, В БОРЬБЕ С ПЕРИПРОТЕЗНОЙ ИНФЕКЦИЕЙ

Поступила: 18.03.2021 Принята к печати: 17.08.2021 Опубликована on-line: 30.08.2021

К.А. Юрова1, О.Г. Хазиахматова1, В.В. Малащенко1, Е.О. Шунькин1, Е.С. Мелащенко1, И.К. Норкин1, П.А. Иванов1, В.В. Кривошеев1, И.А. Хлусов1-3, Л.С. Литвинова*

1 Центр иммунологии и клеточных биотехнологий Балтийского федерального университета им. И. Канта, Калининград, Россия

2 Сибирский государственный медицинский университет, Томск, Россия

3 Исследовательская школа химических и биомедицинских технологий Томского политехнического университета, Томск, Россия

THE ROLE OF ARTIFICIAL MATRIX COMPONENTS USED FOR REGENERATIVE MEDICINE IN COMBATING PERIPROTHETIC INFECTION

K.A. Yurova1, O.G. Khaziakhmatova1, V.V. Malashchenko1, E.O. Shunkin1, E.S. Melashchenko1, I.K. Norkin1, P.A. Ivanov1, V.V. Krivosheev1, I.A. Khlusov1-3, L.S. Litvinova1

1 Center for Immunology and Cellular Biotechnology, Immanuel Kant Baltic Federal University, Kaliningrad, Kaliningrad, Russia

2 Siberian State Medical University, Tomsk, Russia

3 National Research Tomsk Polytechnic University, Tomsk, Russia

e-mail: [email protected]

В настоящее время возрастает спрос на биосовместимые материалы, которые можно использовать для реконструкции костной ткани. Однако до сих пор нет единого мнения относительно максимально адекватного остеозамещающего материала. Традиционно применяемые для реконструктивных операций материалы и методики изготовления из них остеозамещающих имплантатов имеют различные недостатки и не удовлетворяют полностью биологическим и биомеханическим характеристикам живого организма; это приводит к нарушению целостности имплантата, его расшатыванию, присоединению инфекционных агентов и развитию воспаления. Возникает риск серьёзного социально-экономического ущерба, как для самого пациента, так и для государства.

Проблема инфекционных осложнений после хирургических операций с использованием остеозамещающих им-плантатов стоит достаточно остро. Перипротезную инфекцию следует рассматривать как современный профессиональный вызов для хирургов и специалистов, работающих в области разработки материалов биомедицинского назначения. Антибиотикотерапия, являющаяся безальтернативным средством выбора при перипротезной инфекции, имеет различные побочные эффекты и становится неэффективной вследствие антибиотикорезистентности микробов. В связи с этим, для борьбы с перипротезной инфекцией может стать перспективным использование ионов металлов с антимикробным потенциалом (медь, цинк и др.), которые не разрушаются при стерилизации медицинских изделий и обладают собственной биологической (регуляторной) активностью.

Представленные данные свидетельствуют о важности изучения взаимодействия иммунокомпетентных и мультипотентных ме-зенхимальных стромальных клеток с материалами биомедицинского назначения, обладающими антимикробным потенциалом.

Ключевые слова: перипротезная инфекция, иммунитет, воспаление, травма, имплантат, мультипотентные мезенхималь-ные стромальные клетки, Т-клетки, регенеративная медицина.

Currently, there is an increasing demand for biocompatible materials that can be used for bone reconstruction. However, there is still no consensus regarding adequate bone replacement material. The materials traditionally used for reconstructive surgeries, and methods of making bone-replacing implants from them have various disadvantages. They do not fully satisfy the biological and biomechanical characteristics of living tissues. This leads to a clinical situation called "implant failure" and consists of a violation of its integrity, loosening, attachment of infectious agents, and inflammation development. There are severe socio-economic losses for the patient himself and the state. The problem of infectious complications after surgical operations with the use of bone replacement implants is quite acute. Periprosthetic infection is a modern professional challenge for surgeons and bioengineers. However, antibiotic therapy, which is the only treatment of choice for periprosthetic infection, is characterized by various side effects and becomes ineffective due to microbes' antibiotic resistance.

In this regard, for the fight against periprosthetic infection, metal ions with antimicrobial potential (copper, zinc) are considered promising, which are not destroyed during sterilization of medical devices and have their own biological (regulatory) activity.

The presented data indicate researchers' interest in studying the interaction of immunocompetent and mesenchymal stem cells with biomedical materials with antimicrobial potential.

Keywords: periprosthetic infection, immunity, inflammation, trauma, implant, mesenchymal stem cells, T cells, regenerative medicine.

Введение

Травма является одной из основных причин инвали-дизации трудоспособного населения, поэтому восстановление целостности костной ткани при повреждениях и заболеваниях опорно-двигательного аппарата — основная задача травматологии и ортопедии [1-3].

Использование имплантатов при сложных переломах костей — предпочтительная тактика ведения пациентов хирургического профиля. Однако, хронические костные инфекции, связанные с имплантатами, представляют собой серьезную проблему в ортопедической хирургии [4]. Возникновение перипротезной инфекции (ППИ)

приводит к расшатыванию и отторжению имплантата, повторной операции, что увеличивает период восстановления и ухудшает качество жизни пациента. Кроме этого, возрастает финансовая нагрузка на государство [5].

Российский научно-исследовательский институт травматологии и ортопедии имени Р.Р. Вредена Минздрава России — ведущее российское учреждение травмато-лого-ортопедичекого профиля, провел ретроспективную оценку структуры ревизионных операций в период с 2011 по 2013 гг. на основании данных регистра эндо-протезирования. Из 1293 ревизий эндопротезов тазобедренного сустава количество повторных операций, выполненных в течение первых 5 лет после первичного эндопротезирования, составило 33%. Наиболее частой причиной повторной операции была инфекция (64%), доля которой значительно превышала другие причины ревизионных операций: асептическое расшатывание компонентов — 19%, вывихи — 8%, переломы — 6% [6].

Хирурги обычно применяют различные стратегии для предотвращения ППИ, такие как использование строгих асептических методов, перевязка ран, профилактическое или терапевтическое назначение антибиотиков [7, 8]. Однако эти меры обеспечивают лишь краткосрочную защиту от инфекции. Некоторые исследования показали, что остаточные бактерии на имплантатах или отдаленная бактериальная инфекция могут вызывать оппортунистическую инфекцию имплантатов, которая нарушает функции имплантата и приводит к бактериемии [9].

Использование антибиотиков — распространенный и эффективный способ борьбы с ППИ, но он также имеет некоторые недостатки [1 0, 1 1 ]. Колонии бактерий на поверхности имплантированного материала часто образуют биопленку, что снижает или полностью подавляет антимикробный эффект бактерицидных препаратов. Кроме того, системный метод введения антибиотиков может приводить к низкой концентрации лекарственных препаратов в зоне операции из-за рубцов или фиброза окружающих тканей, что влияет на антибактериальную эффективность [5].

Важно отметить, что устойчивость микробов к антибиотикам в целом возрастает, и, поскольку большинство противомикробных препаратов имеют низкую эффективность против бактерий, образующих биопленку, существует острая потребность в альтернативных и новаторских подходах к лечению [12].

Ввиду снижения эффективности антибиотических веществ, исследователи рассматривают альтернативные антибактериальные биоактивные принципы терапии, включая применение ионов металлов и наноча-стиц, нанокомпозитов и антимикробных пептидов [1 3]. Изучение генетических, протеомных и сигнальных свойств биопленок экспоненциально увеличило пул потенциальных терапевтических средств [3]. В последнее время доказана важная роль иммунной системы не только в защите от инфекций, но и в гомеостазе костной ткани, следовательно, целенаправленная модуляция иммунного ответа хозяина, в том числе с помощью ионов металлов, становится все более актуальным направлением в ортопедии и травматологии [12].

Растущая устойчивость микроорганизмов к противо-микробным препаратам вызвала глобальный интерес к поискам нового класса матриксов и имплантатов с эффективными антибактериальными свойствами [14]. В настоящее время все больше исследований сосредоточено на разработке новых материалов для имплан-татов или на модификации поверхности имплантатов для подавления стойких инфекций, ассоциированных с микробными биопленками.

Формирование бактериальных биопленок на поверхности имплантата

Решающим фактором в возникновении инфекций, связанных с имплантатом, является колонизация бактериями поверхности имплантата и последующее образование биопленки в контексте «конкуренции за поверхность»: баланса между тканевой интеграцией и бактериальной колонизацией на поверхности имплантата [15]. Современные имплантируемые материалы могут предотвращать адгезию бактерий и образование микробных биопленок, что способствует взаимодействию искусственного матрикса с клетками организма хозяина, обеспечивая эффективную интеграцию имплантата в тканях.

В том случае, если сначала происходит бактериальная колонизация искусственного матрикса, интеграция тканей нарушается, и бактерии могут сохраняться, образуя биопленки [12, 16]. Гидратированная поверхность, где существует граница раздела фаз — твердое-жидкое вещества, является идеальным местом для прикрепления бактерий и создания биопленки [3].

Бактериальные биопленки играют ключевую роль в развитии ППИ. Они представляют собой сложные, прикрепленные к поверхности сообщества бактерий, удерживаемые вместе самопроизведенными полимерными матриксами, что способствует сохранению бактериальной резистентности и снижает эффективность антибио-тикотерапии [17, 18]. ППИ в настоящее время являются серьезной проблемой системы здравоохранения [19].

Формирование бактериальной биопленки — сложный процесс, состоящий из пяти основных фаз:

1. фаза обратимого прикрепления: бактерии неспецифично прикрепляются к поверхностям;

2. фаза необратимого прикрепления: взаимодействие между бактериальными клетками и поверхностью с использованием бактериальных адгезинов;

3. производство внеклеточных полимерных веществ (ВПВ) резидентными бактериальными клетками;

4. фаза созревания биопленки: бактериальные клетки синтезируют и высвобождают сигнальные молекулы, чтобы «ощущать» присутствие друг друга, способствуя образованию микроколоний и созреванию биопленок;

5. фаза рассредоточения: бактериальные клетки покидают биопленки и возвращаются к независимому планктонному образу жизни [20].

Формирование матрикса в биопленке — динамичный процесс производства и секреции внеклеточного материала, который требует от бактерий больших энергетических затрат. Матрицы ВПВ обеспечивают механическую стабильность биопленок и опосредуют взаимодействия между клетками [1 7]. В большинстве случаев матрикс биопленки составляет около 90% от ее общей биомассы и, в основном, состоит из полисахаридов, липидов, белков и внеклеточной ДНК (вкДНК) [18].

Полисахариды, основные компоненты матрицы EPS, прикрепляются к поверхности клеток, образуя сложную сеть. Несмотря на неоднородность биопленок, экзополисахариды необходимы для образования биопленок и являются защитными барьерами внеклеточной матрицы [19, 20]. Кроме того, они задерживают воду в биопленке [1 8], что обеспечивает высоко гидратиро-ванную микросреду, которая защищает клетки от изменений водного потенциала. Присутствие воды придает биопленке нежесткую структуру с различной вязкостью, позволяющую клеткам перемещаться в матрице [1 7]. В результате биопленка представляет собой пористую структуру с макроколониями, окруженными пустотами, заполненными водой [19].

Внеклеточные белки, такие как структурные белки и ферменты, также являются важными компонентами матрикса. Структурные белки в основном участвуют в стабилизации архитектоники биопленок, соединяя клетки с ВПВ [22]. Ферменты участвуют в деградации других компонентов матрикса, в том числе полисахаридов (например, диспер-сина B), матричных белков (например, протеазы) и вкДНК (например, ДНКазы). Таким образом, ферментативная активность внутри биопленки обеспечивает бактериальные клетки питательными веществами и способствует реорганизации и увеличению площади биопленки [19].

Помимо полисахаридов и белков, вкДНК также обеспечивает структурную целостность внеклеточного матрикса [18]. Вклад этого компонента в трехмерную структуру биопленки сильно различается у разных видов бактерий [22]. Например, вкДНК является основным компонентом биопленок Pseudomonas aeruginosa (P. aeruginosa), в то время как в биопленках Staphylococcus epidermidis (S. epidermidis) она присутствует в очень малых количествах [22]. Помимо поддержки структуры биопленки, вкДНК облегчает обмен генетической информацией между бактериальными клетками внутри биопленки [19].

Мобильные генетические элементы, содержащие гены толерантности, были обнаружены в ряде клинических изо-лятов; эти элементы могут, вероятно, передаваться другим организмам во время совместной колонизации внутри биопленки [23]. Таким образом, присутствие в биопленке некоторых бактерий, которые проявляют толерантность к антибиотикам, может быстро привести к увеличению популяции бактерий, устойчивых к лечению [3].

Бактерии в биопленке демонстрируют измененный фенотип и метаболически отличаются от планктонных бактерий того же вида по уровню экспрессии генов, продукции белка и скорости роста [24]. У бактерий внутри биопленки также выявлены градиенты экспрессии генов и измененные фенотипы в зависимости от их местонахождения в сообществе. Бактерии, расположенные ближе к внешней поверхности, могут иметь совершенно другой фенотип, чем те, что находятся глубоко внутри биопленки [25]. Т.н. клетки-персистеры, представляющие собой субпопуляцию устойчивых бактерий, чаще выделяют из биопленок, чем из планктонных культур. Эти прокариотические клетки обладают неактивным или низким метаболическим профилем [26, 27].

Благодаря своему сложному составу и структуре, матрица ВПВ играет важную роль в формировании, развитии и выживании биопленок. Это не только защитный барьер от внешних факторов, но также источник питательных веществ и ферментов. Кроме того, матрица ВПВ является компонентом, облегчающим связь между бактериальными клетками. В конечном итоге уникальные характеристики матрицы способствуют высокой устойчивости биопленок к противомикробным препаратам [19]. Клетки биопленки до 1000 раз более толерантны к антибиотикам, чем их планктонные аналоги [29].

Бактерии могут прикрепляться практически ко всем материалам и образовывать многоклеточные биопленки с высокой устойчивостью к антимикробным препаратам. Биопленки трудно обнаружить из-за отсутствия специфичных биомаркеров [29].

Изменённая скорость метаболизма бактериальных клеток в биопленке регулирует эффективность некоторых антибиотиков, поскольку многие методы лечения являются бактериостатическими по своей природе и зависят от скорости деления клеток. Наличие матрицы биопленки также является определенным препятствием для эффективной антибиотикотерапии. Массивная структура, богатая полисахаридами, действует как диффузионный

барьер для противомикробных агентов, ограничивая их проникновение в более глубокие слои биопленки [3].

Внутри матрикса антибиотики могут взаимодействовать с компонентами ВПВ, что приводит к снижению их активности из-за ферментативной деградации или образования комплексов вследствие хелатирования и других реакций [17].

Микроокружение бактерий внутри биопленок с различными физическими характеристиками (такими, как низкий уровень кислорода и pH) влияет на эффективность антибактериальных агентов [29]. Следовательно, противомикробные препараты обычно действуют на бактерии в сниженных, сублетальных концентрациях, что усиливает в биопленке селекцию клеток, устойчивых к антибактериальным средствам [17, 19].

После того, как биопленка прочно прикрепилась к имплантату, может возникнуть стойкая инфекция, приводящая к постоянным воспалительным реакциям, и, вследствие этого, к различным осложнениям [3].

После образования биопленки, клетки или кластеры клеток могут отделяться от структуры и колонизировать другие участки, что приводит к распространению инфекции [30]. Более того, бактерии в биопленках производят эндотоксины и более устойчивы к иммунной системе хозяина [30]. Таким образом, современные методы лечения, основанные на применении обычных противомикробных препаратов в высоких дозах в течение длительного периода [31], являются недостаточно эффективными [19].

В настоящее время все больше исследований сосредоточено на разработке новых материалов для имплантатов или модификации поверхности импланта-тов для подавления стойких инфекций, связанных с биопленками [9]. Благодаря технологии антимикробных покрытий, возможно обеспечение локальной защиты поверхности имплантата от микробной колонизации и образования микроорганизмами биопленки [15].

Тем не менее, несмотря на большое количество изысканий, в настоящее время на рынке имеется всего несколько клинически доступных имплантатов с антимикробным покрытием [32, 33].

Для обеспечения биобезопасности почти все исследования в этой области должны соответствовать следующим требованиям: (1 ) материал для имплантата должен быть биосовместимым; (2) стабильность и свойства имплантата не должны ухудшаться; (3) антибактериальный эффект новых имплантатов должен касаться широкого спектра микроорганизмов [9].

Влияние биопленок и имплантата

на иммунные аспекты остеогенеза

Имплантат представляет собой основной фактор риска начального развития и хронического прогрессирования воспалительной реакции и формирования бактериальных биопленок [12]. Поверхностные структуры имплантата привлекательны для прикрепления бактерий, что облегчает их переход от стадии планктона к стадии биопленки [34].

Проблема образования биопленок заключается не в полном отсутствии иммунного ответа в ответ на введение имплантата, а в его неэффективности [35]. Имплантат распознается как инородное тело, которое вызывает врожденную иммунную реакцию, активирует нейтрофилы, другие фагоцитирующие клетки и систему комплемента, что приводит к формированию воспалительной и цитотоксической локальной среды, способствующей гибели клеток и повреждению тканей [36], но отторжение имплантата при этом не происходит. Вокруг имплантата создаётся

Рис. 1. Схема развития зоны резорбции кости под воздействием бактериальной инвазии: 1 — активация имплантатом клеток врожденного иммунитета (нейтрофилов и макрофагов); 2 — формирование среды со сниженным противомикробным потенциалом; 3 — образование биопленки и хронизация инфекции; 4 — воздействие бактериальной пленки на костные и иммунные клетки; 5 — формирование провоспалительной среды, снижающей активность остеобластов и повышающей активность остеокластов; 6 — резорбция кости и формирование хронического воспаления

патологическое микроокружение, приводящее к его расшатыванию и обладающее сниженным потенциалом для уничтожения бактерий [34].

Образование биопленки на поверхности имплантата тесно связано с развитием хронической инфекции, а неправильная адаптация иммунной системы делает невозможным эффективное устранение инфекционных осложнений, вызванных биопленкой [12].

После имплантации медицинского изделия в тело человека, белки внеклеточного матрикса тканей немедленно адгезируют к поверхности имплантата. Бактериальные клетки распознают эти белки и прикрепляются к ним, способствуя дальнейшей колонизации поверхности. С этого момента биопленка увеличивается за счет образования матрикса ВПВ вокруг бактериальных клеток, пока не достигнет фазы созревания, формируя трехмерную структуру [37].

Образование биопленок приводит к формированию кислой, гипоксической среды, лишенной питательных веществ, которая локально изменяет метаболизм и инги-бирует активацию иммунных клеток [38]. Высвобождение токсинов бактериями, которые содержатся в биопленке, еще больше снижает активность иммунных клеток и вызывает их гибель [39].

Благодаря сигнальному взаимодействию между иммунными клетками и клетками костной ткани (остеобласты, остеокласты), последние также участвуют в развитии инфекционного повреждения в костях. Провоспалительные иммунные клетки вызывают сдвиг в гомеостазе костей в сторону инициации остеокластогенеза и резорбции

костной ткани, процесс дополнительно поддерживается местными остеобластами, которые могут выделять провос-палительные белки в ответ на присутствие бактерий [40, 41] (рис.). Было показано, что синтез провоспалительных белков остеобластами индуцируется не только наличием в среде бактерий, но и компонентами биопленок.

Это свидетельствует об участии остеобластов в иммунном ответе организма на инфекции, связанные с биопленками, а также в регуляции остеолиза, вызванного инфекционными агентами [42, 43]. Параллельно с усилением остеокластогенеза, остеобласты замедляют процесс формирования новой кости, поскольку инфекционная среда и бактериальная интернализация приводят к снижению минерализации и увеличению апоптоза остеобластах [44]. При переломах костные инфекции, связанные с имплан-татом, ухудшают процесс заживления и могут привести к несращению. Иммунная реакция хозяина на бактерии и биопленку во время регенерации кости является несостоятельной и нарушает естественную реакцию врожденного иммунитета, необходимого для инициации регенерации костной ткани. Формируется провоспалительная среда, неэффективная для устранения инфекции и, в то же время, вредоносная для регенерации кости [45].

Мультипотентные мезенхимальные стромальные клетки (ММСК) и остеогенные клетки-предшественницы играют важную роль в регенерации костной ткани [46], а также обладают иммуномодулирующей активностью и оказывают иммуносупрессивное действие на Т-клетки [47], что может повлиять на развитие и прогрессирование костных инфекций. Действительно,

14 ОБЗОРЫ

Таблица 1. Искусственные матриксы, применяемые для регенеративной медицины

Антимикробные эффекты Биосовместимость

Материалы, используемые для изготовления искусственных матриксов

Нержавеющая сталь Невыраженные, чаще колонизируется бактериями Имеет хорошую биосовместимость

Титан и титановые сплавы Снижает образование биопленок Имеют хорошую биосовместимость и низкую цитотоксичность

Кобальтхромникелиевые сплавы Снижает образование биопленок Имеют пониженную биосовместимость в сравнении с титановыми композитами

Тантал Снижает образование биопленок —

Способы обработки поверхности искусственных матриксов

Пескоструйная обработка Способствует формированию бактериальных биопленок Способствует повышению биосовместимости

Присутствие клеток и тканей организма-хозяина Снижает образование биопленок Способствует повышению биосовместимости

Гидрофобные покрытия Снижает образование биопленок Не влияют на биосовместимость

Покрытие триметилсиланом Снижает образование биопленок —

Покрытие политетрафторэтиленом (ePTFE) Снижает образование биопленок Способствует повышению биосовместимости

Покрытие гидрофильным хитозаном Снижает образование биопленок, способствует увеличению эффективности совместно вводимых антибиотиков Может препятствовать интеграции имплантатов в ткани

Кальцийфосфатные покрытия Способствуют формированию бактерильных биопленок Способствуют повышению биосовместимости

«Розоподобные конструкции» Обладают антибактериальной активностью Способствуют повышению биосовместимости, усиливают механическую прочность

и поддерживают рост клеток эукариот

в модели остеоэктомии на крысах со стабилизированной пластиной было показано, что местное введение ММСК для улучшения регенерации кости усугубляло связанные с имплантатом костные инфекции [48].

C.L. Ward с соавт. (2015) обнаружили усиление апоптоза ММСК при их культивировании в питательной среде, содержащей биопленки, что указывает на присутствие растворимых факторов, продуцируемых бактериями биопленки, которые негативно влияют на клетки, участвующие в процессе регенерации [49]. Кроме того, они описали прямое влияние биопленки на жизнеспособность остеобластов, отметив, что ее растворимые факторы способствовали увеличению количества апоп-тотических костных клеток [49]. E.H. Alexander с соавт (2003) показали, что продукты жизнедеятельности Staphylococcus aureus (S. aureus) могут привести к апоп-тозу остеобластов за счет высвобождения лиганда, связанного с фактором некроза опухоли (TRAIL), и его взаимодействия с рецепторами апоптоза остеобластов in vitro [50]. T. Claro (2011) и A. Widaa (2012) установили, что, независимо от апоптоза, S. aureus вызывает гибель остеобластов, благодаря воздействию многочисленных цитотоксических факторов вирулентности: например, белок А связывается с остеобластами, что приводит к их апоптозу, а также к ингибированию маркеров костного метаболизма [51, 52].

Имплантат, представляющий собой ксеноматериал, а также бактерии, особенно в форме биопленки, нарушают регуляцию иммунного ответа и дисбаланс гомео-стаза в пользу устойчивости бактерий, деструкции кости и хронизации инфекции [12].

Таким образом, поверхность имплантата создает «нишу» для бактерий, которую они используют для уклонения от защиты хозяина, скрываясь, в частности, в структурных порах поверхности, недоступных для более крупных иммунных клеток [34].

Искусственные матриксы, применяемые для регенеративной медицины, в борьбе с перипротезной инфекцией

В настоящее время имплантаты из нержавеющей стали, кобальтхромникелиевого сплава и титана (или титановых сплавов) являются наиболее часто используемыми материалами в ортопедии и травматологии [53] (табл. 1). Несмотря на то, что титан стал стандартом для применения, не прекращаются многочисленные исследования с целью выявления сплава или материала, использование которого приводит к наименьшей частоте инфекционных осложнений.

Было доказано, что медицинская нержавеющая сталь несмотря на то, что ее поверхность хорошо отполирована и не считается оптимальной для адгезии, чаще

колонизируется бактериями в экспериментах на мышах. Поверхность титана, наоборот, часто более рельефна, что потенциально делает его более опасным материалом, характеризующимся большими возможностями к колонизации бактериями [54]. Однако проведённые исследования показали, что на титановых имплантатах реже образуется биопленка [55], а при пористости c диаметром пор около 20 нм, титановые сплавы менее подвержены колонизации эпидермальным стафилоккоком [56].

Недавно был предложен ряд новых материалов для регенеративной медицины, которые находятся в стадии разработки. К ним относятся изделия из тантала, углеродного волокна и пластика полиэфирэфиркетона (PEEK), а также сплавов на основе кобальта [57, 58]. Многочисленные исследования выявили, что скорость колонизации бактериями имплантатов из кобальтового сплава ниже, чем у титановых композитов. Однако следует учитывать различную биосовместимость и эффективность этих сплавов для успешного заживления и фиксации [57].

Среди металлов тантал обладает низкой тропностью к бактериям [59]. Помимо самого материала, обработка поверхности имплантата оказывает заметное влияние на возможность бактериальной колонизации искусственных поверхностей. В частности, шероховатость и смачиваемость поверхности считаются ключевыми факторами этого процесса [60]. Кислотное травление и пескоструйная обработка изменяют характеристики поверхности искусственных матриксов. Так, исследования дентальных имплантатов доказали, что на титане после пескоструйной обработки чаще формируется бактериальная биопленка [60, 61]. Системный обзор клинических отчетов о колонизации дентальных имплантатов показал, что увеличение шероховатости поверхности также коррелирует с более высокой вероятностью возникновения инфекции костной ткани [62]. Вместе с тем, присутствие клеток и тканей организма на тестируемых имплантатах, обусловленное рельефом его поверхности, снижает вероятность бактериальной колонизации [63].

Описан ряд методов обработки поверхности, которые изменяют свойства поверхности имплантата, включая ее заряд и гидрофобность. Сталь или титан с поликатион-ным гидрофобным покрытием оказались более устойчивыми к бактериальной колонизации, чем необработанные материалы [64]; покрытие триметилсиланом снижало образование биопленок на пластинах из нержавеющей стали и титана на модели in vitro [65]; покрытие поверхностей политетрафторэтиленом (ePTFE) также уменьшало образование биопленок [66]; гидрофильный хитозан (полисахарид, полученный из экзоскелетов ракообразных) при использовании в качестве покрытия на титане [67] продемонстрировал антибактериальные и антибиопле-ночные свойства и способствовал увеличению эффективности совместно вводимых антибиотиков [68].

Следует отметить, что ряд методов изготовления искусственных матриксов, направленных на уменьшение бактериальной колонизации, могут препятствовать интеграции имплантатов в ткани. «Идеальный биоматериал» для достижения этого баланса в настоящее время неизвестен, однако, успехи в разработке материалов и прогресс технологий нанесения покрытий делают возможным его создание в недалеком будущем [1-3].

К сожалению, пока не будет найден «идеальный материал», проблема остается, т. к. с ростом биосовместимости имплантатов увеличивается и адгезия микробов к его поверхности. Это относится к кальцийфосфатным материалам и покрытиям, близким по своему составу к минеральному веществу костной ткани [69]. Модификация поверхности имплантатов, например, с использованием

покрытий с различными антимикробными свойствами, является одним из современных способов замедления процесса образования биопленки на их поверхности [3].

В качестве антибактериальных агентов можно использовать наноматериалы с бактерицидными свойствами [70-72]. Большинство исследований было сосредоточено на изучении металлических наноанти-бактериальных агентов на поверхности титана и его сплавов, которые обычно формируют на поверхности титановых подложек слой в виде наночастиц [73-75]. К ним относятся серебро, цинк, медь и другие металлы с антимикробными свойствами [76]. Указанные наноча-стицы имеют размер в диапазоне 1-100 нм, их можно закрепить на поверхности титановой подложки с помощью носителя или нанести на поверхность титановой подложки для получения нанопокрытия [77].

Особые свойства наночастиц, такие как большая удельная поверхность, небольшой размер и высокая поверхностная энергия делают их вариантом выбора для использования в регенеративной медицине [78].

Антибактериальные нанотехнологии на основе

механотрансдукции и биомиметического подхода

Изменение морфологии поверхности без добавления химических реагентов позволяет искусственным матрик-сам приобрести антибактериальные и антибиотические свойства [79, 80]. Кроме того, такой подход модулирует механическую прочность материала [5]. В последнее десятилетие активно развивается направление механо-трансдукции, изучающее чувствительность и реакции клеток на механические стимулы путем их конвертирования в метаболические сигналы [81].

Следуя принципам механотрансдукции, на поверхности материала подложки создаются наноразмерные структуры с определенными размерами, которые осуществляют механическое действие посредством различных механизмов. Подчеркивается, что взаимодействие между наночастицами и бактериями многогранно, однако, точные механизмы бактерицидного действия и роль различных факторов в регулировании бактерицидного поведения нанообъектов остаются спорными [82, 83].

Большинство исследователей согласны с тем, что нано-частицы являются ключевыми факторами, вызывающими механическую деформацию клеточных стенок бактерий, что, в свою очередь, приводит к их разрыву и гибели [8486]. Рельеф крыльев некоторых насекомых, в частности, стрекоз и цикад, привлекли внимание в качестве модельной биологической системы, благодаря их превосходным антибактериальным и противогрибковым свойствам [87-89]. Экспериментальные работы показали наличие физических наноразмерных выступов на поверхности крыльев насекомых. Согласно результатам ряда авторов [82, 90-92], их антимикробные свойства могут быть связаны с усилением напряжения и деформации мембранной структуры бактериальных клеток во время их соприкосновения с нанорельефом поверхности. В конечном итоге это приводит к лизису и гибели прокариотических клеток.

Однако, если бактерицидная активность самой микро- и наноразмерной структуры недостаточно сильна, целесообразно рассмотреть и другие механизмы для усиления антимикробных свойств искусственных поверхностей. Легирование дополнительными ионами, такими как Ад, Си, Zn или Оа, является одним из перспективных вариантов. При этом основная задача заключается в создании поверхностей, которые относительно безвредны для эукариотических клеток, но проявляют выраженную антимикробную активность [93].

Таблица 2. Антимикробные наносистемы с регулируемым зарядом поверхности

Антимикробные эффекты

Биосовместимость

Антимикробные наносистемы

Серебро (Ag) Золото (Au) Галлий (Ga) Медь (Cu)

Цинк (Zn) Магний (Mg)

Обладает антибактериальной активностью

Обладает антибактериальной активностью, снижает образование биопленок

Обладает антибактериальной активностью, снижает образование биопленок

Обладает антибактериальной активностью, снижает образование биопленок

Обладает антибактериальной активностью, снижает образование биопленок

Обладает антибактериальной активностью, у животных описаны случаи перипротезного бактериального воспаления с образованием бактериальной биопленки на Мд сплавах, на фоне терапии антибиотиками

Хелаторы катионов Снижают образование биопленок

Обладает выраженной токсичностью в отношении фибробластов и остеобластов

Проявляет выраженный цитотоксический эффект

Показывает более высокую цитосовместимость, чем серебро

Способствует образованию соединительной ткани и способствует регенерации костной ткани. Может вызывать острую токсическую реакцию и хроническую интоксикацию

Имеет хорошую биосовместимость, увеличивает адгезию и пролиферацию остеобластов

Имеет хорошую биосовместимость, считается нетоксичным, депонируется в костной ткани, биодеградируется

Имеют хорошую биосовместимость

Одним из примеров комбинированного материала являются «розоподобные конструкции»: комбинация анизотропных наночастиц с разветвленной формой оксида цинка (ZnO) с волокнистыми каркасами, такими как поликапролак-тон, изготовленными методом электроспиннинга, приводит к выпячиваниям, имитирующим архитектонику стеблей розы. Разветвленные (суб)микронные и наноразмерные структуры (длина шипов: 1 -5 мкм; диаметр: 50-200 нм) индуцируют гетерогенную кристаллизацию полимерной матрицы. Этот трехмерный гибридный материал усиливает механическую прочность и обладает превосходной антибактериальной активностью, одновременно поддерживая рост клеток эукариот [94]. Связанные с поверхностью Ti «розо-подобные конструкции» могут улучшать остеокондуктив-ность и ингибировать пролиферацию прокариот in vitro и in vivo [95]. Кроме того, металлические наночастицы могут быть использованы в качестве систем доставки антибиотиков и других противомикробных препаратов [19].

Антимикробные наносистемы с регулируемым

зарядом поверхности и составом

Конструктивные параметры частиц оказывают значительное влияние на антибактериальные свойства. Имеются данные о том, что частицы с различными размерами (высота от 1 00 до 900 нм, диаметр от 1 0 до 300 нм, расстояние между структурами рельефа менее 500 нм) обладают разными бактерицидными свойствами [96]. Их неспецифическое взаимодействие основано на электростатических взаимодействиях между наночастицами и компонентами матрицы бактериальной биопленки [18] (табл. 2).

Поверхностный заряд (нано)частиц играет важную роль в разрушении биопленок. Матрица ВПВ состоит, в основном, из субстанций с отрицательным поверхностным зарядом, включая стенку бактериальной клетки. Таким образом, матрица ВПВ с большей вероятностью будет взаимодействовать с положительно заряженными наночастицами, что может привести к их усиленной диффузии внутрь матрицы по сравнению с нейтральными или

отрицательно заряженными объектами [18]. В нескольких работах сообщалось о высокой эффективности против биопленок наночастиц на основе липидов и полимеров при положительном заряде поверхности [97, 98]. Y. Su с соавт. (2018) разработали полимерные мицеллы, содержащие полиуретаны со свойствами переключения поверхностного заряда за счет протонирования и депротонирования групп третичного амина в кислой и основной средах, соответственно: при кислом pH микробной биопленки мицеллы смогли переключиться на положительно заряженную поверхность, что увеличивало их взаимодействие с ВПВ матрицей [99]. Полимерные мицеллы со смешанной оболочкой, состоящие из полиэтиленгликоля и поли (p-аминоэфира), также были созданы для переключения дзета-потенциала при вариациях значений pH среды [100].

Воздействие на бактериальные биопленки посредством регулируемых электростатических взаимодействий и изменения pH может обеспечить привлекательные варианты для доставки антимикробных агентов в высоких концентрациях в более глубокие слои биопленки. Тем не менее, полное физическое удаление биопленки сложно осуществить для биопленок с так называемым «ограниченным доступом» (например, для биопленок, связанных с имплантатами) [101]. Следовательно, внутренние слои биопленки могут стать важным местом для колонизации других микробных клеток. Кроме того, зрелые биопленки содержат «спящие» клетки с более высокой устойчивостью к антимикробным препаратам, которые могут выжить и повторно заселить матрикс [17]. Таким образом, многообещающий подход состоит в добавлении в конструкции (нано)носителей ферментов и (или) соединений, способствующих разрушению ВПВ и воздействующих на покоящиеся бактериальные клетки.

С целью объединения антибактериальных и антибио-пленочных агентов в наноносителе Y. Tan с соавт. (2018) разработали положительно заряженные наночастицы хитозана с инкапсуляцией антибиотика оксациллина и ДНКазы I для уничтожения зрелых биопленок S. aureus, образующихся после 24 ч. культивирования [102]. В эксперименте in vitro (48 ч.) было показано, что наночастицы,

содержащие как ДНКазу I, так и оксациллин, проявляют более высокую активность, чем наночастицы только с окса-циллином, уменьшая площадь биопленки на 98,4%. Кроме того, их положительно заряженная поверхность способствовала проникновению химиотерапевтических агентов внутрь биопленки и не была цитотоксичной для клеточной линии иммортализованных кератиноцитов человека (HaCaT) [102]. В аналогичном исследовании содержащие ципрофлоксацин полимерные наночастицы были покрыты ДНКазой I: результаты после 3-дневной обработки выявили эрадикацию 99,8% зрелых (48 ч. культивирования) биопленок P. aeruginosa. Безопасность наночастиц была подтверждена in vitro на мышиных макрофагах J774 [103].

Серебро(Ag)

Этот элемент давно доказал свою эффективность в качестве антибактериального агента. Его включение в состав покрытия рассматривается как современный подход к предупреждению инфекционных осложнений при соблюдении равновесия местной бактерицидности и нетоксичности для организма [104]. С одной стороны, имплантаты, обработанные серебром, значительно снижали уровень инфицирования при сохранении высокого уровня биосовместимости [33]. Но, с другой стороны, Ag даже в низких концентрациях (мкМ) оказался токсичным для фибробластов и остеобластов [105, 106].

Наночастицы Ag имеют большую удельную поверхность, что значительно усиливает их антибактериальные свойства по сравнению с ионами Ag [107, 108].

В условиях физиологической нормы генерация в клетке активных форм кислорода ограничена, кроме того, они могут быть инактивированы антиоксидан-тами [109]. Антибактериальный эффект наночастиц Ag обусловлен инактивацией дегидрогеназы в цепи окислительного дыхания, а также избыточной генерацией активных форм кислорода, что подавляет окислительное дыхание и естественный рост клеток [110, 111]. Кроме того, широко распространены два антибактериальных механизма действия Ag: контактное уничтожение и ионно-опосредованное уничтожение. Наночастицы Ag могут закрепляться на стенке бактериальной клетки и проникать в нее, что вызывает физические изменения бактериальной мембраны (повреждение, утечка бактериального содержимого) и, в конечном итоге, приводит к гибели бактериальной клетки [112, 113]. Ионно-опосредованный механизм основан на способности Ag легко растворяться в воде в присутствии окислителя-кислорода (окислительное растворение) [114].

Наночастицы Ag хорошо подавляют грамположи-тельные кокки, в том числе, S. aureus, и грамотрица-тельные палочки, включая Escherichia coli (E. coli) [115, 116]. В настоящее время самой большой проблемой в производстве имплантатов с серебряным покрытием является обеспечение стабильного высвобождения Ag в предельно допустимой концентрации с поверхности имплантатов [117-119]. Важно отметить, что с высвобождением наночастиц Ag антибактериальные свойства поверхности материала имплантата будут постепенно ослабевать, поэтому он не сможет оказывать долгосрочное и стабильное антибактериальное действие.

Таким образом, одним из основных направлений исследований является контроль процесса высвобождения наночастиц Ag и нивелирование цитотоксических реакций, вызываемых высокими концентрациями ионов Ag [5].

Использование тяжелых металлов исторически считается очень эффективным методом для торможения роста бактерий. Наночастицы Ag — наиболее эффективная

и наименее цитотоксическая форма доставки Ag. Активность наночастиц является результатом высвобождения ионов Ag при гидратации. Точный антибактериальный механизм действия этих ионов в настоящее время неизвестен, вероятно, он включает в себя нарушение мембраны и, следовательно, протонной движущей силы бактерий, а также индукцию окислительного повреждения клеток [19].

В связи с тем, что высокая концентрация наночастиц Ag может быть цитотоксичной, и цитотоксичность зависит от множества факторов, включая форму наночастиц, размер, концентрацию и т. д., вопрос о цитотоксичности Ag все еще требует дальнейшего изучения [120]. Исследователи выявили, что наночастицы Ag с небольшими размерами (<20 нм) могут вызывать цитотокси-ческие эффекты различной степени выраженности, в то время как применение больших или конденсированных частиц (>100 нм) иногда не имеет каких-либо значительных неблагоприятных последствий [121, 122].

Золото (Au)

Наночастицы золота, как антибактериальный агент, были изучены многими исследователями [123, 124]. T. Yang с соавт. (2019) обнаружили антибактериальную активностью нанопокрытий с включением золота Ti-GNR для S. aureus, S. epidermidis, E. coli и P. aeruginosa [125]. Наночастицы Au оказались эффективны против планктонных и биопленочных бактерий [126, 127] как грампо-ложительных, так и грамотрицательных видов. Полагают, что механизм гибели бактерий под воздействием Au аналогичен механизмам, описанным для Ag [128].

Наночастицы Au разрушают цитоплазматическую мембрану бактерий [129], включая фотокатализ и фототермический эффект [130]. При этом наночастицы Au обладают оптическими свойствами, позволяющими их использовать в качестве зонда для точного определения биологических макромолекул на поверхности и внутри клетки, а также для локализации иммуногисто-химических реакций.

Важно отметить, что использование наночастиц Au, как и Ag, требует тщательной отработки и терапевтического дозирования, поскольку было доказано, что золото обладает цитотоксическим действием [131].

Галлий (Ga)

Ga обладает антибактериальными свойствами в отношении штаммов устойчивых к лекарствам бактерий, выращиваемых как планктонно, так и в виде биопленки. Кроме того, Ga усиливает активность противомикробных препаратов, таких как гентамицин и ципрофлоксацин [132].

Одной из стратегией, направленных на решение проблемы антимикробности и токсичности, является включение ионов Ga в поверхность Ti материалов. В отличие от Ag, Ga показал более высокую цитосовместимость, поскольку он может замещать Fe во многих биологических системах благодаря одинаковому заряду (3+), сходству ионного радиуса и электронной конфигурации, и ингибирует резорбцию кости. У бактерий ионы Ga3+ конкурируют с ионами Fe3+ за связывание с сидерофо-рами, нарушая тем самым важнейшие Fe-зависимые метаболические пути. Было продемонстрировано, что поверхности титаната Ga и Ga-содержащего титаната кальция обладают очень высокой антибактериальной активностью против Acinetobacter baumannii (MRAB12) с множественной лекарственной устойчивостью и тормозят резорбцию кости [133, 134].

Медь (Cu)

Cu — жизненно-важный микроэлемент, который является необходимым компонентом и катализатором многих ферментов и белков в организме человека. Си играет существенную роль в поддержании кроветворения, способствует образованию соединительной ткани, обеспечивает функционирование центральной нервной системы и регенерацию костной ткани [135].

В то же время, Cu обладает сильными антибактериальными свойствами, играет важную роль в противо-инфекционном иммунитете и формировании костного матрикса [136-138]. Как редокс-металл, он может катализировать образование активных форм кислорода и нарушать проницаемость бактериальных мембран, индуцируя выход восстанавливающих сахаров и белков из клеток, что приводит к гибели бактерий [139].

Недавние исследования показали, что поверхность бактерий имеет отрицательный заряд благодаря карбоксильной группе липопротеинов, и, следовательно, они будут притягивать положительно заряженные ионы Cu. При контакте с ионами Cu меняется проницаемость мембран бактериальных клеток, и клетки повреждаются. В отличие от традиционного антибактериального механизма действия Ag, медьсодержащие материалы обладают менее выраженным, но длительным антибактериальным эффектом [9]. Оксид Cu плохо растворим в воде, поэтому в меньшей степени, чем Ag, загрязняет организм и оказывает продолжительное локальное антимикробное воздействие [140].

Наночастицы Cu также обладают антимикробными свойствами. Их антибактериальные механизмы считаются многофакторными и включают связывание с молекулами ДНК и предотвращение репликации, а также взаимодействие с аминовыми и карбоксильными группами на поверхности бактериальной клетки [128]. Кроме того, Cu, по-видимому, обладает специфическим ингибирую-щим эффектом против бактерий биопленки, значительно снижает биомассу микробной пленки и полисахаридного матрикса у P. aeruginosa [141].

Основываясь на биологических функциях и преимуществах Cu, все большее число исследователей сосредоточиваются на разработке новых медьсодержащих биоматериалов, которые демонстрируют уникальные свойства в защите сердечно-сосудистой системы, способствуют заживлению переломов костей и оказывают антибактериальное действие [9, 142].

Ещё в 1980 г. B.R. McAuslan и G.A. Gole, вводя CuSO4 в имплантаты в микромолярных концентрациях, показали, что Cu может стимулировать образование кровеносных сосудов [1 43]. Согласно более поздним исследованиям, Cu не только стимулирует пролиферацию и миграцию эндотелиальных клеток, способствуя образованию новых кровеносных сосудов, но также подавляет пролиферацию гладкомышечных клеток сосудов и тромбоз, а коронарные стенты из Cu-содержащей нержавеющей стали предотвращают возникновение рестеноза внутри стента [9].

Помимо благотворного воздействия Cu на сердечнососудистую систему, ионы меди Cu2+ в определенной концентрации инициируют пролиферацию остеобластов, вызывают дифференцировку ММСК [144, 145], ингиби-руют бактериальную адгезию, способствуя заживлению переломов кости и уменьшая риск возникновения инфекций. Таким образом, Cu-содержащие биоматериалы могут помочь в заживлении переломов костей и эффективной остеоинтеграции имплантата [146, 147].

В последние годы Cu-содержащие титановые сплавы привлекают все большее внимание

исследователей [148-150]. Например, Z. Ma с соавт. (2016) разработали Cu-содержащий антибактериальный титановый сплав (Ti-5Cu), который обладает сильной антибактериальной активностью против E. coli и S. aureus [151]. R. Liu с соавт. (2016) выявили антимикробную и антибиопленочную активность сплава Ti-Cu против специфичных для полости рта видов бактерий Streptococcus mutans и Porphyromonas gingivalis [152]. Кроме того, было обнаружено, что мезопористое биостекло, содержащее Cu, выделяя ионы Cu эффективно снижало жизнеспособность бактерий и ингибировало образование биопленок [153-155].

Магний (Mg)

В последние годы активно разрабатываются металлические имплантаты для остеосинтеза на основе биоре-зорбируемых магниевых сплавов [156]. Mg — жизненно важный химический макроэлемент (0,2% массы тела). Он нетоксичен, депонируется в костной ткани, имеет хорошую биосовместимость, биодеградируемость, абсорбируемость, высокие предел прочности (в сравнении с полимерами) и эластичность (в сравнении с керамикой) и антимикробные свойства in vitro, что предполагает его применение в качестве костных имплантатов. Тем не менее, у животных описаны случаи перипротезного бактериального воспаления с образованием бактериальной биопленки на Mg сплавах, несмотря на сопровождающую терапию антибиотиками [157]. Одним из решений проблемы считают добавление Cu в магниевый сплав в дозе, не превышающей 100-300 ppm (частей на миллион; мг/кг), поскольку ее превышение увеличивает скорость коррозии Mg [158].

В то же время, избыточная концентрация Cu в организме человека может приводить к неблагоприятным последствиям. Состояния с избыточным поступлением Cu в организм связаны с превышением предельно допустимой концентрации (ПДК, 1 мг/л) [159] и включают, в основном, два аспекта: — острая токсическая реакция, вызванная воздействием большого количества медьсодержащих веществ на организм человека за короткий период времени, что проявляется тошнотой, рвотой, головными болями, диареей, гемолитической анемией, желудочно-кишечным кровотечением, печеночной и почечной недостаточностью, вплоть до смертельного исхода [1 60, 1 61 ]; — хроническая интоксикация, обусловленная длительным многократным поступлением в организм медьсодержащих веществ в малых дозах, может вызвать состояние, подобное болезни Вильсона-Коновалова [162].

Более подробно клинические аспекты отравления медью описаны в работе L.P. Arendsen с соавт. (2019) [140].

Цинк (Zn)

Zn, как и Cu, является одним из эссенциальных для организма микроэлементов и играет критическую роль в росте и развитии костей [135], увеличивает экспрессию генов, адгезию и пролиферацию остеобластов [163, 164]. Наночастицы оксида Zn менее токсичны и имеют более высокое сродство к бактериям, чем ионы Zn, и обладают лучшим антибактериальным действием. Ионы Zn могут разрушать бактериальные мембраны и способствовать выработке активных форм кислорода, тем самым обеспечивая антибактериальный эффект. Исследования цинкосодержащих нанопокрытий позволили выявить отличные антибактериальные эффекты как in vitro, так

и in vivo. J. Li с соавт. (2017) обнаружили эффективную противоинфекционную роль Zn-содержащих нанопокры-тий в отношении S. aureus [165].

На нескольких моделях животных было показано, что скорость разложения Zn и его сплавов удовлетворяет клиническим требованиям [166, 167]. Новой тенденцией медицинского материаловедения является создание сплавов на основе цинка, например, Zn-1мас. %Mg или Zn-3Cu-1Fe со скоростью коррозии (0,12-0,13 мм/год) на 1-2 порядка ниже таковой для Mg сплавов [168]. В то же время, ПДК (1 мг/л) в водных растворах для Zn, как и для Cu, на 1-2 порядка меньше по сравнению с Mg [159]. Следовательно, одна из проблем заключается в высвобождении избыточных концентраций Zn2+, токсичных для преостеобластов и эндотелиаль-ных клеток [169]. Покрытие поверхности матриксов и имплантатов фосфатами кальция [170] или включение Zn в состав кальцийфосфтаных покрытий [1 71] может быть одним из эффективных способов регулируемого высвобождения ионов Zn в костную ткань.

Хелаторы катионов

Mg, Ca и Fe могут увеличивать продукцию и активность белков, связанных с биопленками, включая адгезины и внеклеточные протеазы [172, 173]. Бактерии в биопленках становятся менее чувствительными к высоким концентрациям антимикробных металлов из-за возрастающей способности EPS матрицы нейтрализовать катионы [174]. Хелаторы связывают катионы, используемые для увеличения площади биопленки, что опосредованно может приводить к уменьшению ее размера. В связи с этим, различные хелаторы, например кальция, изучают на предмет их антибиопленочных свойств [5].

Заключение

На протяжении последних двух десятилетий ожидается, что биосовместимые, биодеградируемые (абсорбируемые), механически прочные сплавы найдут широкое применение в качестве матриксов и имплантатов для регенеративной медицины в ортопедии и травматологии [175]. Тем не менее, угроза ППИ резко ограничивает их клиническое внедрение. Высокий риск хронизации ППИ обусловлен успешными стратегиями уклонения бактерий от антимикробной терапии с образованием

ЛИТЕРАТУРА:

1. Salient I., Capella-Monsonís H., Procter P. et al. The Few Who Made It: Commercially and Clinically Successful Innovative Bone Grafts. Front. Bioeng. Biotechnol. 8: 952. doi: 10.3389/fbioe.2020.00952.

2. Deev R.V., Drobyshev A.Y., Bozo I.Y., Isaev A.A. Ordinary and Activated Bone Grafts: Applied Classification and the Main Features. BioMed Research International 2015; 365050, doi.org/10.1155/2015/365050.

3. Blanchette K.A., Wenke J.C. Current therapies in treatment and prevention of fracture wound biofilms: why a multifaceted approach is essential for resolving persistent infections. Bone Jt. Infect. 2018; 3(2): 50-67.

4. Pfang B.G., García-Cañete J., García-Lasheras J. et al. Orthopedic implant-associated infection by multidrug resistant Enterobacteriaceae. J. Clin. Med. 2019; 8: 220.

5. Liu J., Liu J., Attarilar S. et al. Nano-Modified Titanium Implant Materials: A Way Toward Improved Antibacterial Properties. Front. Bioeng. Biotechnol. 2020; 8: 576969.

6. Тихилов Р.М., Шубняков И.И., Коваленко А.Н. и др. Структура ранних ревизий эндопротезирования тазобедренного сустава. Травматология и ортопедия России 2014; 72(2): 5-13. [Tikhilov R.M., Shubnyakov I.I., Kovalenko A.N. et al. The structure of early revisions of hip arthroplasty. Traumatology and Orthopedics of Russia 2014; 72(2): 5-13].

7. Cho S.Y., Chung D.R. Infection prevention strategy in hospitals in the era of community-associated methicillin-resistant Staphylococcus aureus in the asia-pacific region: a review. Clin. Infect. Dis. 2017; 64(2): 82-90.

8. Tschudin-Sutter S., Kuijper E.J., Durovic A. et al. Guidance document for prevention of Clostridium difficile infection in acute healthcare settings. Clin. Microbiol. Infect. 2018; 24(10): 1051-4.

биопленок — одним из основных механизмов устойчивости бактерий [12].

Способность бактерий обходить как иммунные реакции, так и антимикробную терапию означает, что эффективные методы лечения должны быть основаны на многогранном подходе к борьбе со сложными инфекциями. Комбинированные методы лечения, вероятно, будут включать в себя как известные протоколы, так и новейшие технологии и фармацевтические достижения, позволяющие оптимально и более эффективно предупреждать и корригировать ППИ [3].

Одним из основных направлений борьбы с ППИ является разработка биоматериалов с введением в их состав или в покрытие антимикробных элементов, которые предотвращают бактериальную колонизацию и, соответственно, формирование биопленки на поверхности имплантата [13, 176]. В связи с этим, стратегия с добавлением антимикробных металлов (серебро, медь, цинк и др.) в состав подложки и (или) покрытия рассматривается как современный подход к предупреждению инфекционных осложнений. Активная регистрация патентов на эту тему в последнее время подчеркивает инновационность этого направления [177, 178].

Однако следует учитывать, что антимикробный материал искусственного матрикса часто является потенциально опасным для организма и концентрации продуктов его распада, выделяемых в окружающую ткань или биологические жидкости, не должны превышать безопасные уровни, чтобы не вызвать клеточную цито-токсичность и не ингибировать остеогенные свойства имплантатов. Кроме того, антибактериальная активность материала имплантата может постепенно ослабевать в связи с уменьшением выделения антибактериальных агентов [5].

Только соблюдение принципов местной бактерицид-ности, нетоксичности и специфической активности, обоснованное комплексным анализом влияния высвобождаемых антибактериальных веществ на различные показатели биосовместимости и остеогенности [1 05], может продвинуть разрабатываемые матриксы к клиническому применению в борьбе с ППИ.

Благодарности

Исследование выполнено при финансовой поддержке РФФИ в рамках научного проекта № 20-115-50143.

9. Wang P., Yuan Y., Xu K. et al. Biological applications of copper-containing materials. Bioact. Mater. 2020; 6(4): 916-27.

10. Klein S., Nurjadi D., Eigenbrod T. et al. Evaluation of antibiotic resistance to orally administrable antibiotics in staphylococcal bone and joint infections in one of the largest university hospitals in Germany: Is there a role for fusidic acid? Int. J. Antimicrob. Agents 2016; 47: 155-7.

11. Holleyman R.J., Deehan D.J., Walker L. et al. Staphylococcal resistance profiles in deep infection following primary hip and knee arthroplasty: a study using the NJR dataset. Arch. Orthop. Trauma Surg. 2019; 139: 1209-15.

12. Seebach E., Kubatzky K.F. Chronic Implant-Related Bone Infections-Can Immune Modulation be a Therapeutic Strategy? Front. Immunol. 2019; 10: 1724.

13. Campoccia D., Ravaioli S., Vivani R. et al. Antibacterial Properties of a Novel Zirconium Phosphate-Glycinediphosphonate Loaded with Either Zinc or Silver. Materials (Basel) 2019; 12(19): 3184.

14. Clarke A.L., De Soir S., Jones J.D. The Safety and Efficacy of Phage Therapy for Bone and Joint Infections: A Systematic Review. Antibiotics (Basel) 2020; 9(11): 795.

15. Alt V., Chen A.F. Antimicrobial coatings for orthopaedic implants — Ready for use? J. Bone Jt. Infect. 2020; 5(3): 125-7.

16. Busscher H.J., van der Mei H.C., Subbiahdoss G. et al. Biomaterial-associated infection: locating the finish line in the race for the surface. Sci. Transl. Med. 2012; 4: 153.

17. Flemming H.C., Wingender J., Szewzyk U. et al. Biofilms: an emergent form of bacterial life. Nat. Rev. Microbiol. 2016; 14: 563-75.

18. Pinto R.M., Soares F.A., Reis S. et al. Innovative Strategies Toward the Disassembly of the EPS Matrix in Bacterial Biofilms. Front. Microbiol. 2020; 11: 952.

19. Muhammad M.H., Idris A.L., Fan X. et al. Beyond Risk: Bacterial Biofilms and Their Regulating Approaches. Front. Microbiol. 2020; 11: 928.

20. Flemming H.C., Wingender J. The biofilm matrix. Nat. Rev. Microbiol. 2010; 8: 623-33.

21. Fong J.N.C., Yildiz F.H. Biofilm matrix proteins. Microbiol. Spectr. 2015; 3: 1-16.

22. Beitelshees M., Hill A., Jones C.H. et al. Phenotypic variation during biofilm formation: implications for anti-biofilm therapeutic design. Materials 2018; 11: 1086.

23. Aguila-Arcos S., Alvarez-Rodriguez I., Garaiyurrebaso O. et al. Biofilm-Forming Clinical Staphylococcus Isolates Harbor Horizontal Transfer and Antibiotic Resistance Genes. Front. Microbiol. 2017; 8: 2018.

24. Beenken K.E., Dunman P.M., McAleese F. et al. Global gene expression in Staphylococcus aureus biofilms. J. Bacteriol. 2004; 186: 4665-84.

25. Pabst B., Pitts B., Lauchnor E. et al. Gel-Entrapped Staphylococcus aureus Bacteria as Models of Biofilm Infection Exhibit Growth in Dense Aggregates, Oxygen Limitation, Antibiotic Tolerance, and Heterogeneous Gene Expression. Antimicrob. Agents Chemother. 2016; 60: 6294-301.

26. Percival S.L., Hill K.E., Malic S. et al. Antimicrobial tolerance and the significance of persister cells in recalcitrant chronic wound biofilms. Wound Repair Regen. 2011; 19: 1-9.

27. Lewis K. Persister cells: molecular mechanisms related to antibiotic tolerance. Handb. Exp. Pharmacol. 2012; 211: 121-33.

28. Xu Y., Dhaouadi Y., Stoodley P. et al. Sensing the unreachable: challenges and opportunities in biofilm detection. Curr. Opin. Biotechnol. 2020; 64: 79-84.

29. Srivastava S., Bhargava A. Biofilms and human health. Biotechnol. Lett. 2016; 38: 1-22.

30. Donlan R.M., Costerton J.W. Biofilms: survival mechanisms of clinically relevant microorganisms. Clin. Microbiol. Rev. 2002; 15: 167-93.

31. Koo H., Allan R.N., Howlin R.P. et al. Targeting microbial biofilms: current and prospective therapeutic strategies. Nat. Rev. Microbiol. 2017; 15: 740-55.

32. Romano C.L., Scarponi S., Gallazzi E. et al. Antibacterial coating of implants in orthopaedics and trauma: a classification proposal in an evolving panorama. J. Orthop. Surg. Res. 2015; 10: 157.

33. Alt V. Antimicrobial coated implants in trauma and orthopaedics-A clinical review and risk-benefit analysis. Injury 2017; 48: 599-607.

34. Arciola C.R., Campoccia D., Montanaro L. Implant infections: adhesion, biofilm formation and immune evasion. Nat. Rev. Microbiol. 2018; 16: 397-409.

35. Sanchez C.J., Hurtgen B.J., Lizcano A. et al. Biofilm and planktonic pneumococci demonstrate disparate immunoreactivity to human convalescent sera. BMC Microbiol. 2011; 11: 245.

36. Zimmerli W., Sendi P. Pathogenesis of implant-associated infection: the role of the host. Semin. Immunopathol. 2011; 33: 295-306.

37. Pinto R.M., Lopes-de-Campos D., Martins M.C.L. et al. Impact of nanosystems in Staphylococcus aureus biofilms treatment. FEMS Microbiol. Rev. 2019; 43: 622-41.

38. Cederlund A., Agerberth B., Bergman P. Specificity in killing pathogens is mediated by distinct repertoires of human neutrophil peptides. J. Innate Immun. 2010; 2: 508-21.

39. Winterbourn C.C., Kettle A.J., Hampton M.B. Reactive oxygen species and neutrophil function. Annu. Rev. Biochem. 2016; 85: 765-92.

40. Rochford E.T., Sabate Bresco M., Zeiter S. et al. Monitoring immune responses in a mouse model of fracture fixation with and without Staphylococcus aureus osteomyelitis. Bone 2016; 83: 82-92.

41. Gries C.M., Kielian T. Staphylococcal biofilms and immune polarization during prosthetic joint infection. J.Am. Acad. Orthop. Surg. 2017; 25: 20-4.

42. Windolf C.D., Meng W., Logters T.T. et al. Implant-associated localized osteitis in murine femur fracture by biofilm forming Staphylococcus aureus: a novel experimental model. J. Orthop. Res. 2013; 31: 2013-20.

43. Coiffier G., Albert J.D., Arvieux C. et al. Optimizing combination rifampin therapy for staphylococcal osteoarticular infections. Joint Bone Spine 2013; 80: 11-7.

44. Dosler S., Mataraci E. In vitro pharmacokinetics of antimicrobial cationic peptides alone and in combination with antibiotics against methicillin resistant Staphylococcus aureus biofilms. Peptides 2013; 49: 53-8.

45. Schuch R., Lee H.M., Schneider B.C. et al. Combination therapy with lysin CF-301 and antibiotic is superior to antibiotic alone for treating methicillin-resistant Staphylococcus aureus-induced murine bacteremia. J. Infect. Dis. 2014; 209: 1469-78.

46. Laverty G., McCloskey A.P., Gorman S.P. et al. Anti-biofilm activity of ultrashort cinnamic acid peptide derivatives against medical device-related pathogens. J. Pept. Sci. 2015; 21: 770-8.

47. Dean S.N., Bishop B.M., van Hoek M.L. Natural and synthetic cathelicidin peptides with anti-microbial and anti-biofilm activity against Staphylococcus aureus. BMC Microbiol. 2011; 11: 114.

48. Liu H., Zhao Y., Zhao D. et al. Antibacterial and anti-biofilm activities of thiazolidione derivatives against clinical staphylococcus strains. Emerg. Microbes Infect. 2015; 4: e1.

49. Ward C.L., Sanchez C.J. Jr., Pollot B.E. et al. Soluble factors from biofilms of wound pathogens modulate human bone marrow derived stromal

cell differentiation, migration, angiogenesis, and cytokine secretion. BMC Microbiol. 2015; 15: 75.

50. Alexander E.H., Rivera F.A., Marriott I. et al. Staphylococcus aureus — induced tumor necrosis factor — related apoptosis — inducing ligand expression mediates apoptosis and caspase-8 activation in infected osteoblasts. BMC Microbiol. 2003; 3: 5.

51. Claro T., Widaa A., O'Seaghdha M. et al. Staphylococcus aureus protein A binds to osteoblasts and triggers signals that weaken bone in osteomyelitis. PLoS ONE 2011; 6: e18748.

52. Widaa A., Claro T., Foster T.J. et al. Staphylococcus aureus protein A plays a critical role in mediating bone destruction and bone loss in osteomyelitis. PLoS ONE 2012; 7: e40586.

53. Ferraris S., Spriano S. Antibacterial titanium surfaces for medical implants. Mater. Sci. Eng. C Mater. Biol. Appl. 2016; 61: 965-78.

54. Yeo I.S., Kim H.Y., Lim K.S. et al. Implant surface factors and bacterial adhesion: a review of the literature. Int. J. Artif. Organs 2012; 35: 762-72.

55. Clauss M., Graf S., Gersbach S. et al. Material and biofilm load of K wires in toe surgery: titanium versus stainless steel. Clin. Orthop. Relat. Res. 2013; 471: 2312-7.

56. Carobolante J.P., Dias-Netipanyj C., Popat M. et al. Cell and Bacteria-Baterial Interactions on the Ti10Mo8Nb Alloy After Surface Modification. Materials Research 2018; 21(4): e20170508.

57. Koseki H., Yonekura A., Shida T. et al. Early staphylococcal biofilm formation on solid orthopaedic implant materials: in vitro study. PLoS One 2014; 9: e107588.

58. Rotini R., Cavaciocchi M., Fabbri D. et al. Proximal humeral fracture fixation: multicenter study with carbon fiber peek plate. Musculoskelet. Surg. 2015; 99(1): 1-8.

59. Schildhauer T.A., Robie B., Muhr G. et al. Bacterial adherence to tantalum versus commonly used orthopedic metallic implant materials. J. Orthop. Trauma 2006; 20: 476-84.

60. Schmidlin P.R., Muller P., Attin T. et al. Polyspecies biofilm formation on implant surfaces with different surface characteristics. J. Appl. Oral Sci. 2013; 21: 48-55.

61. Burgers R., Gerlach T., Hahnel S. et al. In vivo and in vitro biofilm formation on two different titanium implant surfaces. Clin. Oral Implants Res. 2010; 21: 156-64.

62. Teughels W., Van Assche N., Sliepen I. et al. Effect of material characteristics and/or surface topography on biofilm development. Clin. Oral Implants Res. 2006; 17(2): 68-81.

63. Perez-Tanoira R., Aarnisalo A.A., Eklund K.K. et al. Prevention of Biomaterial Infection by Pre-Operative Incubation with Human Cells. Surg. Infect. (Larchmt) 2017; 18: 336-44.

64. Schaer T.P., Stewart S., Hsu B.B. et al. Hydrophobic polycationic coatings that inhibit biofilms and support bone healing during infection. Biomaterials 2012; 33: 1245-54.

65. Ma Y., Chen M., Jones J.E. et al. Inhibition of Staphylococcus epidermidis biofilm by trimethylsilane plasma coating. Antimicrob. Agents Chemother. 2012; 56: 5923-37.

66. Chen A.F., Winkler H. Local Antimicrobial Treatment in Orthopaedic Surgery. J. Bone Jt. Infect. 2017; 2: 1-2.

67. Peng Z.X., Tu B., Shen Y. et al. Quaternized chitosan inhibits icaA transcription and biofilm formation by Staphylococcus on a titanium surface. Antimicrob. Agents Chemother. 2011; 55: 860-6.

68. Paramasivan S., Jones D., Baker L. et al. The use of chitosan-dextran gel shows anti-inflammatory, antibiofilm, and antiproliferative properties in fibroblast cell culture. Am.J. Rhinol. Allergy 2014; 28: 361-5.

69. Karlov A.V., Khlusov I.A., Pontak V.A. et al. Adhesion of Staphylococcus aureus to implants with different physicochemical characteristics. Bull. Exp. Biol. Med. 2002; 134(3): 277-80.

70. Chen J., Wang F., Liu Q. et al. Antibacterial polymeric nanostruc-tures for biomedical applications. Chem. Commun. 2014; 50: 14482-93.

71. Xin Q., Shah H., Nawaz A. et al. Antibacterial carbon-based nanoma-terials. Adv. Mater. 2019; 31: 1-15.

72. Xu J.W., Yao K., Xu Z.K. Nanomaterials with a photothermal effect for antibacterial activities: an overview. Nanoscale 2019; 11: 8680-91.

73. Liu W., Su P., Gonzales A. et al. Optimizing stem cell functions and antibacterial properties of TiO2 nanotubes incorporated with ZnO nanopar-ticles: experiments and modeling. Int. J. Nanomed. 2015; 10: 1997-2019.

74. Gunputh U.F., Le H., Handy R.D. et al. Anodised TiO2 nanotubes as a scaffold for antibacterial silver nanoparticles on titanium implants. Mater. Sci. Eng. 2018; 91: 638-44.

75. Cheng Y.F., Zhang J.Y., Wang Y.B. et al. Deposition of catechol-functionalized chitosan and silver nanoparticles on biomedical titanium surfaces for antibacterial application. Mater. Sci. Eng. 2019; 98: 649-56.

76. Vimbela G.V., Ngo S.M., Fraze C. et al. Antibacterial properties and toxicity from metallic nanomaterials. Int. J. Nanomed. 2017; 12: 3941-65.

77. Kheiri S., Liu X., Thompson M. Nanoparticles at biointerfaces: antibacterial activity and nanotoxicology. Colloids Surfaces B: Biointerfaces 2019; 184: 110550.

78. Mi G., Shi D., Wang M. et al. Reducing bacterial infections and biofilm formation using nanoparticles and nanostructured antibacterial surfaces. Adv. Healthc. Mater. 2018; 7: 1-23.

79. Campoccia D., Montanaro L., Arciola C.R. A review of the biomaterials technologies for infection-resistant surfaces. Biomaterials 2013; 34: 8533-54.

80. Hasan J., Crawford R.J., Ivanova E.P. Antibacterial surfaces: the quest for a new generation of biomaterials. Trends Biotechnol. 2013; 31: 295-304.

81. Shamsan G.A., Odde D.J. Emerging technologies in mechanotrans-duction research. Curr. Opin. Chem. Biol. 2019; 53: 125-30.

82. Bandara C.D., Singh S., Afara I.O. et al. Bactericidal effects of natural nanotopography of dragonfly wing on Escherichia coli. ACS Appl. Mater. Interfaces 2017; 9: 6746-60.

83. Linklater D.P., Juodkazis S., Rubanov S. et al. Comment on "bactericidal Effects of Natural Nanotopography of Dragonfly Wing on Escherichia coli." ACS Appl. Mater. Interfaces 2017; 9: 29387-93.

84. Watson G.S., Green D.W., Schwarzkopf L. et al. A gecko skin micro/nano structure — A low adhesion, superhydrophobic, anti-wetting, self-cleaning, biocompatible, antibacterial surface. Acta Biomater. 2015; 21: 109-22.

85. Truong V.K., Geeganagamage N.M., Baulin V.A. et al. The susceptibility of Staphylococcus aureus CIP 65.8 and Pseudomonas aeruginosa ATCC 9721 cells to the bactericidal action of nanostructured Calopteryx haemorrhoidalis damselfly wing surfaces. Appl. Microbiol. Biotechnol. 2017; 101: 4683-90.

86. Cao Y., Su B., Chinnaraj S.et al. Nanostructured titanium surfaces exhibit recalcitrance towards Staphylococcus epidermidis biofilm formation. Sci. Rep. 2018; 8: 1071.

87. Ivanova E.P., Hasan J., Webb H.K. et al. Natural bactericidal surfaces: mechanical rupture of pseudomonas aeruginosa cells by cicada wings. Small (Weinheim an der Bergstrasse, Germany) 2012; 8: 2489-94.

88. Diu T., Faruqui N., Sjöström T. et al. Cicada-inspired cell-instructive nanopatterned arrays. Sci. Rep. 2014; 4: 7122.

89. Kelleher S.M., Habimana O., Lawler J. et al. Cicada wing surface topography: an investigation into the bactericidal properties of nanostruc-tural features. ACS Appl. Mater. Interfaces 2016; 8: 14966-74.

90. Ivanova E.P., Hasan J., Webb H.K. et al. Bactericidal activity of black silicon. Nat. Commun. 2013; 4: 2838.

91. Nowlin K., Boseman A., Covell A. et al. Adhesion-dependent rupturing of Saccharomyces cerevisiae on biological antimicrobial nanostructured surfaces. J.R. Soc. Interface 2014; 12: 20140999.

92. Xue F., Liu J., Guo L. et al. Theoretical study on the bactericidal nature of nanopatterned surfaces. J. Theor. Biol. 2015; 385: 1-7.

93. Jäger M., Jennissen H.P., Dittrich F. et al. Antimicrobial and Osseo-integration Properties of Nanostructured Titanium Orthopaedic Implants. Materials (Basel) 2017; 10(11): 1302.

94. Nasajpour A., Mandla S., Shree S. et al. Nanostructured fibrous membranes with rose spike-like architecture. Nano Lett. 2017; 17: 6235-40.

95. Uklejewski R., Rogala P., Winiecki M. et al. Biomimetic multispiked connecting Ti-alloy scaffold prototype for entirely-cementless resurfacing arthroplasty endoprostheses-exemplary results of implantation of the Ca-P surface-modified scaffold prototypes in animal model and osteoblast culture evaluation. Materials 2016; 9: 532.

96. Modaresifar K., Azizian S., Ganjian M. et al. Bactericidal effects of nanopatterns: a systematic review. Acta Biomater. 2019; 83: 29-36.

97. Thomsen H., Benkovics G., Fenyvesi E. et al. Delivery of cyclodextrin polymers to bacterial biofilms — an exploratory study using rhodamine labelled cyclodextrins and multiphoton microscopy. Int. J. Pharm. 2017; 531: 650-7.

98. Wang Z., Bai H., Lu C. et al. Light controllable chitosan micelles with ROS generation and essential oil release for the treatment of bacterial biofilm. Carbohydr. Polym. 2019; 205: 533-9.

99. Su Y., Zhao L., Meng F. et al. Triclosan loaded polyurethane micelles with pH and lipase sensitive properties for antibacterial applications and treatment of biofilms. Mater. Sci. Eng. C Mater. Biol. Appl. 2018; 93: 921-30.

100. Liu Y., Busscher H.J., Zhao B. et al. Surface-adaptive, antimicrobi-ally loaded, micellar nanocarriers with enhanced penetration and killing efficiency in staphylococcal biofilms. ACS Nano 2016; 10: 4779-89.

101. Flemming H.C. Microbial biofouling: unsolved problems, insufficient approaches, and possible solutions. In: Flemming H.C., Wingender J., Szewzyk U., editors. Biofilm highlights. Switzerland: Springer; 2011. p. 81-109.

102. Tan Y., Ma S., Leonhard M. et al. Enhancing antibiofilm activity with functional chitosan nanoparticles targeting biofilm cells and biofilm matrix. Carbohydr. Polym. 2018; 200: 35-42.

103. Baelo A., Levato R., Julian E. et al. Disassembling bacterial extracellular matrix with DNase-coated nanoparticles to enhance antibiotic delivery in biofilm infections. J. Control. Release 2015; 209: 150-8.

104. Rahim M.I., Ullah S., Mueller P.P. Advances and Challenges of Biodegradable Implant Materials with a Focus on Magnesium-Alloys and Bacterial Infections. Metals 2018; 8: 532.

105. Yamamoto A., Honma R., Sumita M. Cytotoxicity evaluation of 43 metal salts using murine fibroblasts and osteoblastic cells. Mater. Res. 1998; 39(2): 331-40.

106. Gu X., Zheng Y., Cheng Y. et al. In vitro corrosion and biocompat-ibility of binary magnesium alloys. Biomaterials 2009; 30(4): 484-98.

107. Park H.J., Kim J.Y., Kim J. et al. Silver-ion-mediated reactive oxygen species generation affecting bactericidal activity. Water Res. 2009; 43: 1027-32.

108. Tang S., Zheng J. Antibacterial activity of silver nanoparticles: structural effects. Adv. Healthc. Mater. 2018; 7: 1701503.

109. Ramalingam B., Parandhaman T., Das S.K. Antibacterial Effects of Biosynthesized Silver Nanoparticles on Surface Ultrastructure and Nano-mechanical Properties of Gram-Negative Bacteria viz. Escherichia coli and Pseudomonas aeruginosa. ACS Appl. Mater. Interfaces 2016; 8: 4963-76.

110. Su H.L., Chou C.C., Hung D.J. et al. The disruption of bacterial membrane integrity through ROS generation induced by nanohybrids of silver and clay. Biomaterials 2009; 30: 5979-87.

111. Liu J., Hurt R.H. Ion release kinetics and particle persistence in aqueous nano-silver colloids. Environ. Sci. Technol. 2010; 44: 2169-75.

112. Khalandi B., Asadi N., Milani M. et al. A review on potential role of silver nanoparticles and possible mechanisms of their actions on bacteria. Drug Res. 2017; 67: 70-6.

113. Seong M., Lee D.G. Silver nanoparticles against Salmonella enterica Serotype typhimurium: role of inner membrane dysfunction. Curr. Microbiol. 2017; 74: 661-70.

114. Molleman B., Hiemstra T. Surface structure of silver nanoparticles as a model for understanding the oxidative dissolution of silver ions. Langmuir: the ACS journal of surfaces and colloids 2015; 31: 13361-72.

115. Deshmukh S.P., Mullani S.B., Koli V.B. et al. Ag Nanoparticles Connected to the Surface of TiO2 Electrostatically for Antibacterial Photoin-activation Studies. Photochem. Photobiol. 2018; 94: 1249-62.

116. Subramaniyan S.B., Megarajan S., Vijayakumar S. et al. Evaluation of the toxicities of silver and silver sulfide nanoparticles against Gram-positive and Gram-negative bacteria. IET Nanobiotechnol. 2019; 13: 326-31.

117. Yang Z., Ma C., Wang W. et al. Fabrication of Cu2O-Ag nanocom-posites with enhanced durability and bactericidal activity. J. Colloid Interface Sci. 2019; 557: 156-67.

118. Zhu C., Lv Y., Qian C. et al. Microstructures, mechanical, and biological properties of a novel Ti-6V-4V/zinc surface nanocomposite prepared by friction stir processing. Int. J. Nanomed. 2018; 13: 1881-98.

119. Lai Y., Dong L., Zhou H. et al. Coexposed nanoparticulate Ag alleviates the acute toxicity induced by ionic Ag+ in vivo. Sci. Total Environ. 2020; 723: 138050.

120. Attarilar S., Yang J., Ebrahimi M. et al. The toxicity phenomenon and the related occurrence in metal and metal oxide nanoparticles: a brief review from the biomedical perspective. Front. Bioeng. Biotechnol. 2020; 8: 822.

121. Rizzello L., Pompa P.P. Nanosilver-based antibacterial drugs and devices: mechanisms, methodological drawbacks, and guidelines. Chem. Soc. Rev. 2014; 43: 1501-18.

122. Foldbjerg R., Jiang X., Micluç T. et al. Silver nanoparticles — Wolves in sheep's clothing? Toxicol. Res. 2015; 4: 563-75.

123. Grandi S., Cassinelli V., Bini M. et al. Bone Reconstruction: Au Nanocomposite Bioglasses with Antibacterial Properties. Int. J. Artif. Organs 2011; 34: 920-8.

124. Samanta A., Podder S., Kumarasamy M. et al. Au nanoparticle-decorated aragonite microdumbbells for enhanced antibacterial and anticancer activities. Mater. Sci. Eng. C Mater. Biol. Appl. 2019; 103: 109734.

125. Yang T., Wang D., Liu X. Assembled gold nanorods for the photothermal killing of bacteria. Colloids Surfaces B: Biointerfaces 2019; 173: 833-41.

126. Li X., Robinson S.M., Gupta A. et al. Functional gold nanoparticles as potent antimicrobial agents against multi-drug-resistant bacteria. ACS Nano 2014; 8: 10682-6.

127. Boda S.K., Broda J., Schiefer F. et al. Cytotoxicity of Ultrasmall Gold Nanoparticles on Planktonic and Biofilm Encapsulated Gram-Positive Staphylococci. Small 2015; 11: 3183-93.

128. Dizaj S.M., Lotfipour F., Barzegar-Jalali M. et al. Antimicrobial activity of the metals and metal oxide nanoparticles. Mater. Sci. Eng. C Mater. Biol. Appl. 2014; 44: 278-84.

129. Li J., Li Q., Ma X. et al. Biosynthesis of gold nanoparticles by the extreme bacterium Deinococcus radiodurans and an evaluation of their antibacterial properties. Int. J. Nanomed. 2016; 11: 5931-44.

130. Xia K., Zhang L., Huang Y. et al. Preparation of gold nanorods and their applications in photothermal therapy. J. Nanosci. Nanotechnol. 2015; 15: 63-73.

131. Giri K., Yepes L.R., Duncan B. et al. Targeting bacterial biofilms via surface engineering of gold nanoparticles. RSC Adv. 2015; 5: 105551-9.

132. Richter K., Thomas N., Zhang G. et al. Deferiprone and Gallium-Protoporphyrin Have the Capacity to Potentiate the Activity of Antibiotics in Staphylococcus aureus Small Colony Variants. Front. Cell. Infect. Microbiol. 2017; 7: 280.

133. Cochis A., Azzimonti B., Della Valle C. et al. The effect of silver or gallium doped titanium against the multidrug resistant acinetobacter baumannii. Biomaterials 2016; 80: 80-95.

134. Yamaguchi S., Nath S., Sugawara Y. et al. Two-in-one biointer-faces-antimicrobial and bioactive nanoporous gallium titanate layers for titanium implants. Nanomaterials 2017; 7: 229.

135. Wang W., Yeung K.W.K. Bone grafts and biomaterials substitutes for bone defect repair: A review. Bioact. Mater. 2017; 2(4): 224-47.

136. Liu R., Ma Z., Kolawole S. et al. In vitro study on cytocompatibility and osteogenesis ability of Ti-Cu alloy. J. Mater. Sci. Mater. Med. 2019; 30: 75.

137. Mou P., Peng H., Zhou L. et al. A novel composite scaffold of Cu-doped nano calcium-deficient hydroxyapatite/multi-(amino acid) copolymer for bone tissue regeneration. Int. J. Nanomed. 2019; 14: 3331-43.

138. Lv P., Zhu L., Yu Y. et al. Effect of NaOH concentration on antibacterial activities of Cu nanoparticles and the antibacterial mechanism. Mater. Sci. Eng. 2020; 110: 110669.

13G. Rauf A., Ye J., Zhang S. et al. Copper(ii)-based coordination polymer nanofibers as a highly effective antibacterial material with a synergistic mechanism. Dalt. Trans. 201G; 4B: 17B10-7.

140. Arendsen L.P., Thakar R., Sultan A.H. The use of copper as an antimicrobial agent in health care, including obstetrics and gynecology. Clin. Microbiol. Rev. 201G; 32: e0012S-1B.

141. Lewis O.F., Mubarak A.D., Nithya C. et al. One pot synthesis and anti-biofilm potential of copper nanoparticles (CuNPs) against clinical strains of Pseudomonas aeruginosa. Biofouling 201S; 31: 37G-G1.

142. Sedelnikova M.B., Komarova E.G., Sharkeev Y.P. et al. Zn-, Cu-or Ag-incorporated micro-arc coatings on titanium alloys: Properties and behavior in synthetic biological media. Surface and Coatings Technology 201G; 36G: S2-6B.

143. McAuslan B.R., Gole G.A. Cellular and molecular mechanisms in angiogenesis. Trans. Ophthalmol. Soc. U.K. 1GB0; 100(3): 3S4-B.

144. Rodríguez J.P., Ríos S., González M. Modulation of the proliferation and differentiation of human mesenchymal stem cells by copper. J. Cell. Biochem. 2002; BS(1): G2-100.

145. Ewald A., Kappel C., Vorndran E. et al. The effect of Cu(II)-loaded brushite scaffolds on growth and activity of osteoblastic cells. J. Biomed. Mater. Res. 2012; 100(G): 23G2-400.

146. Zhang E.L., Fu S., Wang R.X. et al. Role of Cu element in biomedical metal alloy design. Rare Met. 201G; 3B(6): 476-G4.

147. Zhang J.M., Sun Y.H., Zhao Y. et al. Antibacterial ability and cyto-compatibility of Cu-incorporated Ni-Ti-O nanopores on NiTi alloy. Rare Met. 201G; 3B(6): SS2-60.

14B. Bai B., Zhang E., Liu J. et al. The anti-bacterial activity of titanium-copper sintered alloy against Porphyromonas gingivalis in vitro. Dent. Mater. J. 2016; 3S(4): 6SG-67.

14G. Li M., Ma Z., Zhu Y. et al. Toward a molecular understanding of the antibacterial mechanism of copper-bearing titanium alloys against Staphylococcus aureus. Adv. Healthc. Mater. 2016; S(S): SS7-66.

150. Guo S., Lu Y., Wu S. et al. Preliminary study on the corrosion resistance, antibacterial activity and cytotoxicity of selective-laser-melted Ti6Al4V-xCu alloys. Mater. Sci. Eng. C Mater. Biol. Appl. 2017; 72: 631-40.

151. Ma Z., Li M., Liu R. et al. In vitro study on an antibacterial Ti-SCu alloy for medical application. J. Mater. Sci. Mater. Med. 2016; 27(S): G1.

152. Liu R., Memarzadeh K., Chang B. et al. Antibacterial effect of copper-bearing titanium alloy (Ti-Cu) against Streptococcus mutans and Porphyromonas gingivalis. Sci. Rep. 2016; 6: 2GGBS.

153. Wu C., Zhou Y., Xu M. et al. Copper-containing mesoporous bioactive glass scaffolds with multifunctional properties of angiogenesis capacity, osteostimulation and antibacterial activity. Biomaterials 2013; 34(2): 422-33.

154. Bari A., Bloise N., Fiorilli S. et al. Copper-containing mesoporous bioactive glass nanoparticles as multifunctional agent for bone regeneration. Acta Biomater. 2017; SS: 4G3-S04.

155. Koohkan R., Hooshmand T., Tahriri M. et al. Synthesis, characterization and in vitro bioactivity of mesoporous copper silicate bioactive glasses. Ceram. Int. 201B; 44(2): 23G0-G.

156. Хлусов ИА, Митриченко Д.В., Просолов Ab. и др. Краткий обзор биомедицинских свойств и применения магниевых сплавов для биоинженерии костной ткани. Бюллетень сибирской медицины 201G; 1B(2): 274-B6. [Khlusov I.A., Mitrichenko D.V., Prosolov A.B. et al. A brief overview of the biomedical properties and applications of magnesium alloys for bone tissue bioengineering. Bulletin of Siberian Medicine 201G; 1B(2): 274-B6].

157. Rahim M.I., Rohde M., Rais B. et al. Susceptibility of metallic magnesium implants to bacterial biofilm infections. J. Biomed. Mater. Res. A 2016; 104(6): 14BG-GG.

1SB. Südholz A.D., Kirkland N.T., Buchheit R.G. et al. Electrochemical properties of intermetallic phases and common impurity elements in magnesium alloys. Electrochem. Solid St. 2011; 14(2): S-7.

1SG. СанПиН 2.1.4.1074-01 Питьевая вода. Гигиенические требования к качеству воды централизованных систем питьевого водоснабжения. Контроль качества. Гигиенические требования

к обеспечению безопасности систем горячего водоснабжения (с изменениями на 2 апреля 2018 года). М.: Минздрав России; 2002. [SanPiN 2.1.4.1074-01 Drinking water. Hygienic requirements for water quality of centralized drinking water supply systems. Quality control. Hygienic requirements for ensuring the safety of hot water supply systems (as amended on April 2, 2018). M.: Ministry of Health of Russia; 2002].

160. Franchitto N., Gandia-Mailly P., Georges B. et al. Acute copper sulphate poisoning: a case report and literature review. Resuscitation 2008; 78(1): 92-6.

161. Wang R., Qin G., Zhang E. Effect of Cu on Martensite Transformation of CoCrMo alloy for biomedical application. J. Mater. Sci. Technol. 2020; 52: 127-35.

162. Huster D. Wilson disease. Best Pract. Res. Clin. Gastroenterol. 2010; 24(5): 531-9.

163. Zhang R., Liu X., Xiong Z. et al. The immunomodulatory effects of Zn-incorporated micro/nanostructured coating in inducing osteogenesis. Artif. Cells Nanomed. Biotechnol. 2018; 46: 1123-30.

164. Chen B., You Y., Ma A. et al. Zn-Incorporated TiO2 nanotube surface improves osteogenesis ability through influencing immunomodulatory function of macrophages. Int. J. Nanomed. 2020; 15: 2095-118.

165. Li J., Tan L., Liu X. et al. Balancing Bacteria-Osteoblast Competition through Selective Physical Puncture and Biofunctionalization of ZnO/ Polydopamine/Arginine-Glycine-Aspartic Acid-Cysteine Nanorods. ACS Nano 2017; 11: 11250-63.

166. Vojtech D. Mechanical and corrosion properties of newly developed biodegradable Zn-based alloys for bone fixation. Acta Biomater. 2011; 9(7): 3515-22.

167. Bowen P.K. Zinc exhibits ideal physiological corrosion behavior for bioabsorbable stents. Adv. Mater. 2013; 18(25): 2577-82.

168. Hermavan H. Updates on the research and development of absorbable metals for biomedical applications. Prog. Biomater. 2018; 7: 93-110.

169. Shearier E.R. In vitro cytotoxicity, adhesion, and proliferation of human vascular cells exposed to zinc. ACS Biomater. Sci. Eng. 2016; 4(2): 634-42.

170. Su Y., Cockerill I., Zheng Y. et al. Biofunctionalization of metallic implants by calcium phosphate coatings. Bioact. Mater. 2019; 4: 196-206.

171. Komarova E.G., Sharkeev Y.P., Sedelnikova M.B. et al. Zn- or Cu-containing CaP-Based Coatings Formed by Micro-Arc Oxidation on Titanium and Ti-40Nb Alloy: Part II — Wettability and Biological Performance. Materials 2020; 13(19): 4366.

172. Abraham N.M., Lamlertthon S., Fowler V.G. et al. Chelating agents exert distinct effects on biofilm formation in Staphylococcus aureus depending on strain background: role for clumping factor B.J. Med. Microbiol. 2012; 61: 1062-70.

173. Lin M.H., Shu J.C., Huang H.Y. et al. Involvement of iron in biofilm formation by Staphylococcus aureus. PLoS One 2012; 7: e34388.

174. Harrison J.J., Turner R.J., Ceri H. Persister cells, the biofilm matrix and tolerance to metal cations in biofilm and planktonic Pseudomonas aeruginosa. Environ. Microbiol. 2005; 7: 981-94.

175. Agarwal S., Curtin J., Duffy B. et al. Biodegradable magnesium alloys for orthopaedic applications: A review on corrosion, biocompatibility and surface modifications. Mater. Sci. Eng. C Mater. Biol. Appl. 2016; 68: 948-63.

176. Liu C., Ren Z., Xu Y. et al. Biodegradable Magnesium Alloys Developed as Bone Repair Materials: A Review. Scanning 2018; 2018: 9216314.

177. Митриченко Д.В., Просолов А.Б., Хлусов И.А. и др. Интраме-дуллярный антимикробный фиксатор. Патент РФ на полезную модель №202062 от 28.01.21. [Mitrichenko D.V., Prosolov A.B., Khlusov I.A. et al. Intramedullary antimicrobial fixator. RF patent for a useful model №202062. 2021 Jan 28.].

178. Митриченко Д.В., Просолов А.Б., Хлусов И.А. и др. Интраме-дуллярный антимикробный фиксатор. Патент РФ на полезную модель №202063 от 28.01.21. [Mitrichenko D.V., Prosolov A.B., Khlusov I.A. et al. Intramedullary antimicrobial fixator. RF patent for a useful model №202063. 2021 Jan 28].