Материал: Polioxialkanoaty_POA__biorazrushaemye_polimery_dlya_meditsiny

Пленочные и объемные конструкции были получены из полиоксибутирата и сополимеров оксибутирата с оксигексаноатом с при-

менением «salt leaching techniques» (Zhao et al., 2003). В ходе полу-

чения таких конструкций авторы варьировали плотность растворов полимеров, используемых для получения пленок и объемных матриц, а также соотношение компонентов в смеси «ПОБ-ПОБ-со- ПОГ». В результате были получены изделия, различающиеся структурой и свойствам, главным образом, температурными характеристиками и кристалличностью и, следовательно, различающиеся по прочности и эластичности Наиболее удачные объемные конструкции (scaffolds), полученные из композита двух полимеров, содержащие 60 % ПОБ-со-ПОГ, испытаны в эксперименте с культивируемыми in vitro клетками. Использовали первичную культуру хондроцитов, которые выделяли из 3-5 дневных кроликов. Культурой клеток засевали scaffolds и анализировали адгезию, рост клеток, формирования монослоя, а также синтез и выделение остеокальцина

(рис. 4.12).

Рис. 4.12. Хондроциты, выращиваемые на матрицах из ПОБ-со-ПОГ: А – исходная матрица без клеток; Б – полимерная матрица с

растущими хондроцитами. Видны сферические клетки, вросшие в полимерную матрицу из ПОБ-со-ПОГ

(Zhao et al., 2003).

180

Клетки хондроцитов нормально росли на такой подложке и формировали костно-подобный слой, в котором соотношение кальция и фосфора соответствовало таковым в нормальной костной ткани. В следующем эксперименте подложки были имплантированы крысам линии Вистар на длительный срок. Все это время конструкции сохраняли прочностные характеристики. На сроке 26 недель отмечена выраженная деструкция полимерной матрицы, в основном, за счет аморфной фазы. В целом, продемонстрированы высокие фи- зико-механические и медико-биологический свойства конструкции и пригодность для реконструктивной хирургии костных тканей.

Впоследнее время для восстановительной хирургии костных тканей достаточно широкое развитие получили работы по получению композиционных материалов и scaffolds на их основе с использованием ПОА и гидроксиапатита Описаны успешные примеры получения пленочных и объемных конструкций ПОА с гидроксиапатитом и антибиотиками для заживления поврежденных костей, а также лечения хронических костных инфекций (Doyle et al., 1991; Lukinska and Bonfield, 1997 ; et al.).

Полиоксиалканоаты в чистом виде, а также в сочетании с полилактидами и другими материалами смешивают с трифосфатом кальция. Далее из такого композита формуются объемные или пленочные изделия, которые засеваются клетками. В зависимости от типа смешиваемых компонентов, молекулярного веса и условий формования получают конструкции различной структуры (плотные или пористые). Стандартными термомеханическими методами получают композиты на основе трифосфата кальция и полиоксибутирата,

вслучае же использования композитов ПОА с хитином используют растворные технологии. Пример таких технологий успешно иллюстрируется одной из работ этого направления (Wang et al., 2001). Авторы получили биоактивные биодеградируемые композиты, используя ПОА в смеси с гидроксиапатитом и хитином в сравнении с композитами хитина с полилактидом. Анализировали структуру и свойства полученных конструкций и характер развития на их основе клеток in vitro. В ходе экспериментов наблюдали процесс образование костеподобных кристаллов на поверхности и внутри данных конструкций. В композите ПОА/хитин происходит образование кристаллов минерала в виде островков спустя 28 дней (рис. 4.13a, а нормальный минеральный слой образуется через 72 дня (рис. 4.13б)

Вэкспериментах in vitro показано, что включение частиц биокерамики в биоразрушающиеся полимеры позволяет получать биоактивные композиты с улучшенными свойствами, например, обладающие стимулирующим эффектом по отношению к остеобластам. Постепенная биодеградация полимерного матрикса в таких конструкциях способствует проникновению в них размножающихся клеток и

181

С целью определения устойчивости полимерных пленок к воздействию стерилизующих агентов исследовано влияние термических и химических методов стерилизации на физико-механические свойства (Шишацкая с соавт., 2001). Пленки стерилизовали термообработкой (в сухожарочном шкафу в течение 24 ч. при 120° и 140°С, автоклавированием при 120°С в течение 45 мин. (1.1 атм), облучением γ-источником (доза 2.5 Мрад) и выдерживанием в дезинфицирующих растворах (96 % этанол (24 ч.) и 6 % перекиси водорода (6 ч.) (рис. 4.14).

Существенных различий влияния способа стерилизации на величину молекулярной массы полимерного материала не выявлено, однако прочностные свойства пленок из ПОБ после автоклавирования и суховоздушной термообработки при 140°С несколько ухудшались. Пленки, изготовленные из ПОБ, при этом становились хрупкими. Отмечено некоторое (менее 20 %) снижение прочности. Негативного влияния исследованных способов стерилизации на аналогичные свойства пленок, изготовленных из ПОБ-со-ПОВ, не обнаружено. Результаты изучения влияния стерилизации на свойства поверхности полимерных пленок представлены в таблице 4.7.

Шовные нити, изготовленные из двух типов ПОА, стерилизовали паровым способом (автоклавированием в течение 45 мин. при 120 (1.1 атм) и 130°С (2.0 атм) и γ-облучением (доза 2.5 Мрад). Оба метода практически не влияли на прочностные свойства нитей, изготовленных из ПОБ-со-ПОВ. Зарегистрированные незначительные изменения показателей прочности ПОБ-нитей (абсолютная разрывная нагрузка и модуль упругости) в пределах 10 % от исходных значений находятся в пределах точности применяемых методов измерений (таблица 4.9). Отметим, что Европейская Фармакопея допускает падение прочности хирургических нитей после стерилизации на 25 %.

А Б

Рис. 4.14. Топография поверхности пленок, изготовленных из ПОБ (А) и ПОБ-со-ПОВ (Б): 1 – исходная, 2 – обработка этанолом, 3 – сухожаровая стерилизация,

4 – автоклавирование (Шишацкая с соавт., 2001).

183