ваны уровни 8 и 17 мол. %) в течение длительного времени (до 6 мес.) при экспонировании в стерильном фосфатном буфере (рН 7.2 при 37°С) сохраняли исходные физико-механические характеристики. С применением СЭМ исследована топография поверхности нитей; признаков их деструкции не зарегистрировано. Однако при облучении нитей γ-источником (доза 10.0 Мрад) происходило повреждение материала, в результате чего резкое снижение прочностных показателей нитей (прочность на разрыв и модуль Юнга) было отмечено спустя 7–8 суток. Холландом с соавторами также было исследовано разрушение нитей из сополимеров ПОБ-со-ПОВ (включение оксивалерата составило от 0 до 20 мол. %) различной молекулярной массы в фосфатном буфере и сыворотке крови при изменении температуры в сравнении с коммерческими препаратами (Dexon «S», Vicryl (композит полигликолида с полилактидом) и PDS (полидиокнанон) (Holland et al., 1990a, b). Показано, что в целом ПОА значительно более устойчивы к деградации по сравнению с известными полиэфирами. Однако в отличие от результатов работы (Miller, Williams, 1987), выявлено, что менее кристалличные сополимеры ПОБ/ПОВ деградировали в модельных системах быстрее по сравнению с высококристалличным ПОБ. Далее было установлено, что на кинетику разрушения ПОА оказывает влияние также величина исходной вели-
чины Мв материала (Yasin, Tighe, 1992a, b).
На основании полученных результатов многоэтапная картина деградации полиоксиалканоатов выглядит следующим образом: в первый период (несколько недель) происходит растворение «вымывание» аморфной фазы, в результате чего кристалличность полимера может несколько возрасти, далее происходит разрыв полимерных цепей и образование тетра-, димеров и мономеров и снижение молекулярной массы, Далее развиваются процессы эрозии материала и происходит собственно снижение массы полимера (или изделия). Этот процесс длителен и в зависимости от условий среды и физико-химических свойств ПОА может продолжаться многие месяцы, до 2–3 лет.
Процесс деградации полиоксиалканоатов можно существенно ускорить, облучив γ-источником или смешивая ПОА с другими полимерами, например, полисахарами, поликапролактоном, полилакти-
дами и др. (Amass et al., 1998).
Биодеструкция полиоксиалканоатов происходит под воздействием ферментов деполимераз, экскретируемых микроорганизмами, а также ферментов крови и животных тканей (Jendrossek, 2001). В результате происходит процесс биодеградации ПОА в почве, воде, а также в организме высших животных и человека.
Исследовано воздействие 16 липолитических ферментов на пять типов ПОА, полученных синтетически или биосинтетическим путем (Mukai et al., 1993). Авторы установили, что ни одна липаза не
195
гидролизовала поли-3-оксибутират. Остальные четыре типа ПОА гидролизовались липазами, при этом интенсивность их гидролиза убывала в ряду: поли-3-пропионат > поли-4-оксибутират > поли-5- оксивалерат > поли-6-оксигексаноат. Деполимеризующая по отношению к ПОА активность телячьей сыворотки, панкреатина и синтетического желудочного сока исследована в работе (Atkins and Peacock, 1996a). Авторами подтверждена ферментативная активность данных сред по отношению к сополимеру 3-оксибутирата и 3-оксива- лерата в смеси с капролактоном. При этом выявлено, что интенсивность биодеструкции полимерных микрочастиц со снижением их массы падала следующим образом: сыворотка > панкреатин > синтетический желудочный сок > буфер Хенка (Hank). Биодеструкция сополимера 3-оксиоктаноата и 3-оскигексаноата изучена in vitro в присутствии в среде кислой фосфатазы и β-глюкоуронидазы в эксперименте длительностью 60 суток. Существенного снижения веса полимера при этом не отмечено (Marois et al., 1999b).
Водной из последних работ с использованием микробной экзодеполимеразы изучена динамика деградации и прочностных характеристик моножильных нитей из ПОБ/ПОВ (включение оксивалерата 10 мол. %) (Yamane et al., 2001). Моножильные нити помещали в фосфатный буфер (рН 7.4), содержащий раствор экзодеполимеразы, выделенной из Commamonas testosteroni (активность препарата составила 136 ед). В данной модельной системе нити очень быстро (10–26 ч.) разрушались. Их поверхность покрывалась глубокими трещинами и разрывами, что сопровождалось снижением прочности. Так, через 25 ч. экспозиции модуль Юнга нитей снизился на 60 % от исходной величины, а прочность на разрыв – практически на 80 %.
С целью выявления закономерностей биодеградации ПОА применительно к биомедицинским условиям исследована биодеградация полимерных шовных нитей в биологических средах in vitro и in vivo (Шишацкая с соавт., 2002ж). В качестве модельных сред использовали фосфатный буфер (рН 4.5, 5.2, 7.0); кровь человека, стабилизированную цитратом натрия; сыворотку крови. Образцы нитей с известными исходными показателями прочности, предварительно взвешенные и проавтоклавированные, в асептических условиях вносили в стеклянные флаконы, содержащие модельную среду, добавляли антибиотик, крышки флаконов парафинировали. Образцы экспонировали при 38°C.
Вбиологических средах in vitro (кровь, сыворотка) полимерные нити разрушались достаточно быстро и со сходной динамикой. Достоверное уменьшение массы нитей зарегистрировано через 30 сут., далее до 90 сут. скорость разрушения образцов не изменялась. Средние за этот период значения снижения массы нитей составили для ПОБ и ПОБ-со-ПОВ, соответственно, 0.0019 и 0.0038 мг/сут. Од-
196
нако далее (90–180 сут.) биодеструкция замедлилась (до 0.0011 и 0.0014 мг/сут. соответственно), вероятно, в результате инактивации ферментов сыворотки и крови.
Как в крови, так и в сыворотке скорость убыли массы нитей, полученных из сополимера ПОБ-со-ПОВ, превосходила таковую у нитей, изготовленных из ПОБ. Это согласуется с существующими представлениями о том, что аморфные участки полиоксиалканоатов разрушаются быстрее упорядоченных зон (Abe et all., 1997; Jendrossek, 2001). Наблюдения показали, что сополимерные нити разрушаются в исследованных модельных системах быстрее ПОБ. Значения средней скорости изменения массы ПОБ-со-ПОВ нитей в 1.4–2.0 раза выше таковой у ПОБ.
С применением РЭМ исследована микроструктура поверхности нитей в ходе биодеградации и установлено, что после 30 сут. экспонирования в крови и сыворотке топография поверхности нитей практически не отличалась от исходной; через 120 сут. отмечено появление незначительных неровностей на поверхности; спустя 180 сут. усиления дефектов не отмечено. Нити по-прежнему выглядели монолитными. Появления локальных выраженных дефектов в виде трещин, раковин или другого также не наблюдали. Отсутствие существенных изменений структуры поверхности нитей, несмотря на обнаруженную убыль массы, согласуется с исследованными показателями физико-механических свойств. Абсолютная прочность нитей ПОБ и ПОБ/ПОВ после 30 дней деградации в крови составила, соответственно, 6.4 и 8.46 Н (около 90 % от исходной), а через 90 дней –
5. 77 и 7.52 Н (80 %), через 180 сут. – 5.02 и 7.12 Н. Достоверных из-
менений величины модуля упругости нитей на всех сроках наблюдений не отмечено, его значение для ПОБ и ПОБ/ПОВ на всем протяжении опыта составляло, соответственно, 3.6–37 и 3.1–3.3 ГПа. В сыворотке динамика и величина показателей были аналогичными.
Результаты свидетельствуют о том, что процесс биодеструкции ПОА происходит в модельных биологических средах in vitro с низкими скоростями, равномерно по поверхности изделий и без появления выраженных дефектов.
5.3. Биоабсорбция ПОА in vivo
Опубликованные результаты деградации полиоксиалканоатов in vivo весьма фрагментарны. В одной из первых работ этого направления биодеградация полиоксибутирата и сополимеров оксибутирата с оксивалератом в виде таблетированных форм исследована in vivo в середине 80-х годов (Korsatko et al., 1983; 1984; Wabnegg and Korsatko, 1983). Было показано, что скорость деградации полимера пропорциональна времени экспозиции имплантатов и площади их
197
поверхности. Детальное исследование деградации и прочностных свойств моножильных нитей, изготовленных из ПОБ и ПОБ-со-ПОВ (включение оксивалерата 8 и 17 мол. %) выполнено в работе (Williams, Miller., 1987; Miller, Williams, 1987). При имплантации моно-
жильных полимерных нитей внутрибрюшинно лабораторным мышам авторами не было отмечено изменения структуры и физикомеханических свойств нитей в течение 6 месяцев наблюдения, независимо от состава материала. Только после предварительного γ- облучения дозой 10 Мрад наблюдали снижение прочностных свойств нитей и их разрушение. Однако у авторов другой работы этого периода, напротив, деструкция пленочных образцов ПОБ зафиксирована уже спустя 2 недели после имплантации, а через год удалось обнаружить только маленькие фрагменты полимерных имплантатов
(Beumer et al., 1978).
В недавних работах подтверждено, что биодеградация поли-3- оксибутирата и поли(3-оксибутитрата-со-3-оксивалерата) происходит in vivo очень медленно (Hasirci, 2000). Как правило, поли-3- оксибутират полностью абсорбируется за 24–30 месяцев (Malm et al.,1992b; Hazari et al., 1999a).
Например, в ходе имплантации ПОБ и ПОБ-со-ПОВ внутрибрюшинно мышам зарегистрирована их деградация, однако с разными скоростями в зависимости от состава материала (Gogolewski et al., 1993a, b). В течение 6 месяцев молекулярная масса уменьшилась, соответственно, у ПОБ на 15 и ПОБ-со-ПОВ на 43 %, однако общая масса имплантатов при этом уменьшилась всего на несколько процентов. Сделан вывод о том, что ПОБ и ПОБ-со-ПОВ в сравнение с полилактидами более устойчивы к разрушению в условиях длительной эксплуатации, а их механическая прочность намного превосходит таковую у изделий из молочной кислоты, в т. ч. после темпера-
турной обработки (Gogolewski et al., 1993b). В работе (Borkenhagen et al., 1998) также показано, что имплантаты из сополимеров ПОБ-со- ПОВ разрушаются in vivo быстрее гомогенного ПОБ. Однако зарегистрированные авторами скорости биодеструкции полимера намного превосходили данные, полученные в работе (Gogolewski et al., 1993a,b). Так, в течение четырех месяцев сополимер ПОБ-со-ПОВ, содержащий в своем составе 8 мол. % оксивалерата, деградировал практически полностью (на 88 %), а ПОБ – только 50–60 %. В работе (Chaput et al., 1995 a) масса образцов ПОБ-со-ПОВ, имплантированных животным внутримышечно, уменьшалась очень медленно. Так, через 90 недель после имплантации вес образцов составил 40–50 % от исходного. При использовании пленочных образцов ПОБ в качестве модельных перикардов у прооперированных пациентов через год было зарегистрировано достоверное сокращение площади им-
198
плантата на 27 % от исходной и замещение полимера новообразо-
ванными тканями (Duvernoy et al., 1995).
Ускорить процесс биодеструкции ПОБ, как установлено, можно, смешивая его с различными материалами. Так, при имплантации мышам полимерных пленок ПОБ в композиции с сахарами, скорость биодеградации композитных пленок была выше по сравнению с чистым полимером. Зарегистрировано увеличение биодеградации полимерных смесей in vivo по сравнению с нативным ПОБ в следующем ряду: ПОБ-декстран, ПОБ-декстрин, ПОБ-альгинат (Yasin et al., 1987). Композиты ПОА с полиуретанами также разрушаются в организме животных быстрее ПОБ и ПОБ-со-ПОВ. Например, через год после подкожной имплантации лабораторным животным убыль молекулярной массы DegraPol составила около 50 % от исходной вели-
чины (Saad et al., 1997b).
Другой тип ПОА – сополимеры оксиоктаноата и оксигексаноата (3-ПОО-со-3-ПОГ) деградирует in vivo также медленно. В работе (Williams et al.,1999) показано, что при подкожной имплантации 3-ПОО- со-3-ПОГ мышам его молекулярная масса в течение 40 недель снизилась всего на 50 %. Исследования подтвердили, что медленная биодеградация данного ПОА происходит равномерно во всем объеме имплантата.
Таким образом, несколько типов ПОА (3-ПОБ, 3-ПОБ-со-3-ПОВ, 3-ПОО-со-3-ПОГ) разрушаются in vivo крайне медленно, аналогично in vitro; исключение составляет гомополимер 4-ПОБ. Как установлено в работе (Martin et al., 1999), деградация 4-ПОБ in vivo происходит достаточно быстро. Скорость его биодеструкции особенно возрастает с увеличением пористости имплантатов. Так, при подкожной имплантации крысам пленок и пористых образцов (степень пористости 50 и 80 %) из 4-ПОБ убыль их массы за 10 недель составила, соответственно, 20, 50 и около 100 % от исходной. Среднее значение молекулярной массы 4-ПОБ также существенно снизилось, однако снижение величины не зависело от формы имплантата.
В серии недавних работ исследована биодеградация различных конструкций из ПОА при имплантации лабораторным животным на длительные сроки (Lukinska et al., 1997; Shum-Tim et al., 1999; Stock et al., 1999; Korkusuz et al., 2001). Авторами показано, что все имплантаты, несмотря на отмеченную биодеструкцию, выполняли свои функции в течение всего периода наблюдения (от 6 мес. до 2.5 лет). Остаточная масса изделий в разных экспериментах была различной (от 90 до 40 % от исходной).
Таким образом, в целом, процесс биодеструкции ПОА in vivo длителен. Важно отметить, что скорость деструкции изделий на основе ПОА во всех экспеиментах соответствовала кинетике формирования новых тканей.
199