Деструкция полимеров в биологически-активных и модельных средах. Клинические аспекты тема автореферата и диссертации по химии, 02.00.06 ВАК РФ

РОССИЙСКАЯ АКАДЕМИЯ НАУК ИНСТИТУТ ХИМИЧЕСКОЙ ФИЗИКИ им. Н. Н. СЕМЕНОВА

На правах рукописи УДК 615.462.011 +620.193.82: 541.68

ГУЛ\АРГЛЛИЕВА Клара Зенноновна

ДЕСТРУКЦИЯ ПОЛИМЕРОВ В БИОЛОГИЧЕСКИ-АКТИВНЫХ И МОДЕЛЬНЫХ СРЕДАХ. КИНЕТИЧЕСКИЕ АСПЕКТЫ

(02.00.06 — химия высокомолекулярных соединений)

Д и с с е р т а ц и я на соискание ученой степени доктора химических наук в форме научного доклада

Москва — 1997

Работа выполнена в Институте химической физики им. Н. Н. Семенова Российской Академии Наук.

Официальные оппоненты:

Ведущая организация:

доктор химических наук, профессор К. С. Минскер

доктор химических наук, профессор Г. М. Цейтлин

доктор химических наук, В. В. Иванов

Институт элементоорганиче-ских соединений им. Н. А. Несмеянова Российской Академии Наук, г. Москва

Защита состоится « «1^» июня 1997 года в час. на заседании специализированного совета Д 002.26.05 при Институте химической физики РАН по адресу 117577, ГСП-1, г. Москва, ул. Косыгина, д. 4.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке Института химической физики РАН.

Автореферат разослан_М^^4^________1997 г.

Ученый секретарь специализированного совета кандидат химических наук

Т. А. Ладыгина

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность работы.

В связи со спецификой использования синтетических полимерных материалов (СПМ) в медицине и в различных областях общей и специальной техники становится актуальным вопрос о создании самой дисциплины био- и биомедицинского материаловедения, изучающей проблемы взаимодействия СПМ с различными средами биологической природы (среда живого организма, различные классы микроорганизмов и их метаболиты) - биофакторами.

Биодеструкция, протекающая под действием биофакторов, представляет собой сложный физико-химический и медико-биологический процесс, включающий диффузию биологической среды в полимерный материал с последующими реакциями превращения химически нестойких связей, изменениями основных эксплуатационных или функциональных свойств и их влияния на "физиологическое" состояние организма или окружающей среды.

Актуальность задачи объясняется также тем, что- вопрос эндогенного (среда живого организма) и экзогенного (микроорганизм-полимер) действия биофакторов обычно принято рассматривать раздельно и при накопленном экспериментальном материале не имеется общего подхода из-за недостаточности количественных критериев.

Остается открытым вопрос, специфичны или нет биофакторы, можно ли их сводить к известным химическим типам деструкции; какие процессы протекают на границе контакта полимер-микроорганизм или биологическая среда?

Поэтому знание механизма процесса биодеструкции или относительной биостойкости полимеров в агрессивных или инертных биологических средах должно позволить прогнозировать предполагаемые изменения физико-химических и функциональных параметров, а также находить способы увеличения необходимого "времени жизни" полимера в соответствующей среде.

Решение указанных вопросов должно быть несомненно актуальной задачей, представляющей как практический, так и научный интерес.

Цель работы состояла в:

—^создании фундаментальных основ механизма сложного процесса взаимодействия полимер-биологическая среда, а также в разработке методологий исследования и обоснованных рекомендаций по использованию

различных полимеров в конкретных условиях биологического воздействия и соответствующей его биостойкости; —установлении общих закономерностей биодеструкции ряда полимеров как в среде живого организма (эндогенные условия), так и под действием микроорганизмов (экзогенные условия); —выявлении основных факторов, влияющих на свойства полимерных материалов.

Указанная цель предполагает проведение следующих этапов работы: —определение методологии исследования полимерных материалов в различных

условиях воздействия биологической среды; —установление закономерности деструкции различных классов полимеров биомедицинского назначения (имплантатов) в живом организме и моделирующих живой организм экспериментах; —определение макрокинетических параметров этого процесса; —изучение механизма взаимодействия полимерных материалов, используемых в общей и спецтехнике, с клетками микроорганизмов на примере микроскопических грибов; —разработка количественных методов оценки биостойкости этих материалов и

эффективности средств их защиты; —исследование адгезии микроорганизмов при различных условиях внешней среды на полимерные материалы, выявление основных факторов, влияющих на этот процесс и установление взаимосвязи адгезии с биодеградируемостью; —формулировка основных условий применимости полимеров в условиях действия

биофакторов и разработка соответствующих рекомендаций; —изучение влияния роли низкомолекулярных (остаточных) веществ в полимерном имплантате на биосовместимость материала.

Научная новизна.

В диссертации решена научная проблема создания основ биоматериаловедения в результате исследования взаимодействия высокомолекулярных веществ со средой организма и модельными средами. При этом, впервые:

—проведено систематическое исследование закономерностей деструкции различных классов полимеров: полиэфиров, полиолефинов, полиуретанов

биомедицинского и технического назначения под действием агрессивной среды живых организмов эндогенного и экзогенного характера; —сформулированы и обоснованы модельными экспериментами представления о факторах, определяющих деструкцию данного полимера, оказывающих влияние на структурные, функциональные, физико-механические свойства данного класса полимеров;

—впервые на примере биодеградируемых полиэфирных полимеров составлено уравнение, количественно описывающее процесс биодеструкции под воздействием воды, соли и ферментов; —реализована научная концепция исследований, заключающаяся в рассмотрении биодеструкции как химического процесса, происходящего под действием известных типов гидролитических реакций (кислотный, щелочной, ферментативный) как самой среды организма, так и метаболитов; —^расширены существующие представления о характере и причинах изменения физико-механических свойств полимеров под воздействием микроскопических грибов: впервые установлено влияние продуктов жизнедеятельности микроорганизмов и изучены закономерности действия отдельных метаболитов на эксплуатационные свойства полимеров, показана возможность моделирования биоагентов с помощью органических кислот; — теоретически и экспериментально обоснована возможность использования кинетического подхода для изучения биообрастания и биоразрушения полимерных материалов и созданию количественного метода оценки эффективности средств защиты. Изучена кинетика роста микроскопических грибов на ряде широко применяемых материалов и представлено количественное соотношение, параметры которого позволяют характеризовать стойкость полимера к биообрастанию. Разработана методика количественной оценки биоцидной активности веществ, основанная на определении параметров и констант процесса развития микроорганизмов в присутствии биоцидов; —впервые изучены кинетические закономерности адгезии микроскопических клеток на поверхности СПМ и показана их определяющая роль в последующих процессах биообрастания и биодеструкции; —установлены общие закономерности действия биологических сред, описываемые макрокинетическими параметрами в относительных (безразмерных)

координатах, объясняемые в конечном счете природой сложного процесса биодеструкции;

—на количественном уровне показана роль остаточного мономера для оценки биосовместимости полимеров на примере полигидрогеля на основе эфиров метакриловой кислоты и этиленгликоля (поли-ГЭМА), исследован механизм деструкции в модельных средах, ex-vivo, in vivo экспериментах.

Практическая ценность работы в том, что полученные результаты полезны для дальнейшего развития теории химических превращений полимерных материалов в различных условиях воздействия среды, в том числе биологической, а также для становления предмета био- и биомедицинского материаловедения и усовершенствования технологии производства различных биоимплантатов. Количественные параметры и разработанные новые методики позволяют оценить и предупредить биоповреждаемость полимерных материалов, используемых в технике. Предложенный метод оценки биоцидной активности материалов может осуществлять целенаправленный выбор материалов и средств защиты, а также оценивать биоцидность вновь ситезируемых материалов.

Реализация работы.

Результаты работы оформлены в виде 12 авторских заявок и 1 патента. Разработанные змболы для остановки кровотечения (серебряная медаль ВДНХ 1985 года) внедрены в медицинскую практику и применены в более чем 2000 операциях, ожоговые повязки на основе полигидрогеля - в Институте туберкулеза; маммопротезы - 50 операций; рекомендации в практику В/Ч - 2; ГОСТ.ЕЗКС -1.

Личное участие автора.

Автор защищает направление по созданию научных основ физико-химических превращений полимеров под действием биологической среды, био- и биомедицинского материаловедения.

Результаты экспериментальных и теоретических исследований, включенных в диссертационную работу, получены автором лично или при его непосредственном участии. Автор определял направление исследований, выбор объектов и методов исследования, участвовал в обсуждении и интерпретации результатов, формировании выводов. Автору принадлежит решающая роль в обобщении результатов работы, научные идеи которой нашли отражение в ряде

обзоров и главах трех монографий. Автор принимал непосредственное участие, и ему принадлежит инициатива, в приложении результатов работы к конкретным системам. Участие автора в выполнении работ по теме диссертации отмечено серебряной медалью ВДНХ 1985 года.

Апробация работы.

Основные результаты работы опубликованы в научных журналах, в разделах трех монографий (всего более 50 наименований), докладывались на международных и всесоюзных симпозиумах и конференциях: Международный Коллоквиум придунайских стран по проблеме старения и стабилизации полимеров (г. Загреб, сентябрь 1975 г.; г. Дубровник, октябрь 1978 г.; г. Москва, октябрь 1982 г.); VI и VIII Всесоюзные конференции по старению и стабилизации полимеров (г. Уфа, 1983г.; г. Душанбе, 1989 г.); Международный Симпозиум по стабилизации и деструкции полимеров (г. Брюссель, 1975 г.); Научные симпозиумы V - VII "Синтетические полимеры медицинского назначения" (г, Рига, 1981; г. Белгород-Днестровский, 1983; г. Киев, 1987); Н Межведомственное совещание по проблеме биостойкости неметаллических материалов (г. Абовян, 1979); Всесоюзное научно-техническое совещание "Кинетические методы биообрастания и биоповреждения полимерных материалов" (г. Батуми, 1984); Всесоюзное совещание "Биоповреждение и защита материалов" (г. Свердловск, 1985; г. Москва, 1989; г. Горький, 1991); Microsymposium "Polymers in medicine and biology" (Prague, Jule 9 - 12, 1984); International Congress "Degradation and stabilization of polymers" (Glasgow, UK, September 5 - 7, 1995); International Symposium on aging of polymers (Stara Lesna, High Tatrus, June 18 - 22, 1990); II Международная конференция "Современные подходы к разработке эффективных материалов и полимерных имплантатов" (г. Москва, 21-22 ноября 1995 г.).

Основное содержание работы.

В общем случае деструкция в биологических средах является сложным физико-химическим процессом, включающим адсорбционную диффузию компонентов окружающей среды в полимере и превращение химически нестойких связей. При этом, в зависимости от соотношения скоростей диффузии и химической реакции процесс деструкции может протекать в различных областях:

—скорость диффузии среды соизмерима со скоростью химической реакции. Реакция происходит в некоторой реакционной зоне,, размер которой увеличивается во времени и достигает в пределе размеров полимерного изделия, т.е. реакция протекает во внутренней диффузионно-кинетической области; —скорость диффузии среды значительно превышает скорость химической реакции. После того как растворение среды в полимере заканчивается, деструкция протекает по всему объему полимера, т.е. во внутренней кинетической области; —скорость диффузии среды значительно меньше скорости химической реакции. В этом случае деструкция происходит в некотором тонком реакционном - поверхностном слое или, как принято говорить, с поверхности полимерного изделия, т.е. во внешней диффузионно-кинетической области.

При деструкции полимеров в биологических средах могут происходить следующие превращения макромолекул: распад основной цепи макромолекул, приводящий к уменьшению степени полимеризации; деполимеризация, заключающаяся в отщеплении молекул мономера от конца макромолекулы; превращение группы атомов в составе макромолекулы при сохранении исходной степени полимеризации; сшивание, сопровождающееся образованием химических связей между макромолекулами.

Общие положения и основы хемодеструкции были разработаны школой академика Н.М.Эмануэля в 1960-80 годы.

Каталитическая активность биологических сред.

При контакте полимеров с биологическими средами последние, как правило, проявляют каталитическую активность по отношению к химически нестойким связям в этих полимерах. Биологические среды содержат большое количество низкомолекулярных и высокомолекулярных веществ различной химической природы, которые в неодинаковой степени проявляют свою каталитическую активность по отношению к разным полимерам.

В плане каталитической активности целесообразно рассмотреть три класса веществ: воду, соли, ферменты. При выборе этих классов исходили из того, что эти вещества, с одной стороны, наиболее распространенные, а с другой - их каталитическая активность согласно современным данным не вызывает сомнений.

Вода.

Биологические среды характеризуются большим содержанием воды. Например, в организме человека содержится 45 - 80% воды, причем она сосредоточена, в основном, во внутриклеточной жидкости, тканевой жидкости и плазме.

При анализе диффузионных характеристик полимеров, используемых в медицине, по отношению к воде установлены следующие характерные особенности:

—в аморфно-кристаллических полимерах сорбированная вода в основном

локализована в аморфных областях полимера; —в гидрофобных полимерах при температурах ниже Tg имеет место двойная сорбция - объемное заполнение микропор и растворение в матрице полимера. По отношению к воде неустойчивы гетероцепные полимеры и некоторые карбоцепные полимеры с гетероатомами в боковых радикалах. Карбоцепные полимеры по отношению к воде устойчивы.

Для большинства полимеров вода диффундирует с достаточно большой скоростью и сорбируется в сравнительно больших количествах. Таким образом, для нитей и тонких пластин можно ожидать, что процесс деструкции будет происходить во внутренней кинетической области, и может быть найдена концентрация распавшихся связей в полимере (С„) из выражения:

^п = ^эф^к ат{ ■ О

откуда следует, что при начальных стадиях деструкции концентрация распавшихся

связей пропорциональна концентрации катализатора (С^ ат) 8 условиях

насыщения. В таблице I приведены значения ^эфСр^О и энеРгии

активации деструкции для различных гетероцепных полимеров, полученные при длительном экспонировании в водной среде указанных материалов, используемых в качестве шовных нитей как быстро-, так и долго рассасывающихся в организме.

Таблица I

Значения при 37°С и энергии активации деструкции различных

гетероцепных полимеров.

Полимер кэфсн20' мин"' Е д^о > ккал/моль

Полидодеканамид 4.0x10" —

Полигликоль 9.0x10-4 —

Поликапроамид 10-ю —

Поликарбонат* 3.3x10-6 (при 70°С) 23 ± 1

Полиглактин 1.5х10-э —

Полиэтилентерефталат 10-ю 25 ±2

* Данные литературы.

Для частично сшитого полидиметилсилоксана количество сорбированной воды чрезвычайно мало и процесс деструкции будет происходить в основном во внешней диффузионно-кинетической области, изменение массы полимера описывается уравнением (2):

т = т0-к*фС* атв!, (2)

где в - площадь образца, С^ ат" поверхностная концентрация катализатора; к®ф -

эффективная константа скорости деструкции 'с поверхности.

Значение к эф при 37°С и энергии активации равны 2x10-5 г/см2сут и 14 ккал/моль соответственно.

Таким образом, для ряда полимеров, например, полигликолида, полиглактина и полидиметилсилоксана, деструкция в воде происходит с достаточно высокой скоростью, и этот факт необходимо учитывать при рассмотрении общей кинетики рассасывания этих полимеров в биологических средах, а также при выборе способа стерилизации (эти полимеры нельзя стерилизовать паром). >

Гидролитическая деструкция карбонилсодержащих полимеров (полиамидов, полиэфиров, поликарбонатов) протекает по механизму бифункционального катализа.

о О о

—х + н2о—»-~с--х—"~с/ + их-/>~й он

н! +5 -о

Гидролитическая деструкция кислородосодержащих полимеров (полидиметилсилоксан) происходит только с конца цепи (деполимеризация) и, видимо, по механизму:

-Х-О-Х-ОН + Н20-»- -Х-О--Х...ОН-*■ ~Х—ОН + НО—X—ОН

.5й--Оч+8

н

Соли.

Соли также находятся в биологических средах в достаточно большом количестве. Ионный состав жидкостей организма приведен в таблице 2. Каталитическое воздействие солей по отношению к полимерам мало изучено. На основании приведенных данных были впервые составлены различные буферные составы с целью создания модельных растворов и исследованы в этих средах быстрорассасывающиеся полиэфирные шовные нити, такие как полигликолид и полиглактин. Было найдено, что наиболее эффективными по своему действию являются фосфатные ионы. Концентрационная зависимость степени деструкции полигликолида приведена на рис. 1. При рН 7.4, соответствующем нормальным условиям в организме, наблюдается ускорение процесса деструкции по мере увеличения концентрации фосфатных ионов от воды (С = 0) до 1М буфера, при этом среда живого организма (подкожная клетчатка кролика) по степени воздействия соответствует концентрации 0.1М фосфатного буфера с рН 7.4.

Эта концентрация, впервые установленная нами, в дальнейшем в мировой практике стала использоваться как модельная среда для ускоренных испытаний. Аналогичные результаты были получены для других солей - бикарбонатов и бисульфатов для умеренно гидрофильных полимеров, таких как полигликолиды и полиамиды. При этом соли одноосновных кислот оказались неактивными.

с^тки

Рис. 1. Зависимость массы нитей ПГЛ от времени имплантации и обработки в модельных средах с рН = 7.4 при 37°С:

1 - 1Мфосфатный буфер; 2 - организм (подкажная клетчатка кролика); 3 -0.5М фосфатный буфер; 4 - 0.1 М фосфатный буфер; 5 - 1М раствор соли; 6 - вода.

Таблица 2

Ионный состав жидкостей в организме человека, мэкв/л.

Ион Плазма Тканевая жидкость Внутриклеточная жидкость

138 141 10

К+ 4 4.1 150

Са2+ 4 4.1 40

3 3 40

С1- 102 115 15

НСОу " 26 29 10

рсм- 2 2 100

бси2- 1 1.1 20

Органические 3 3.4 —

кислоты

В результате исследования каталитической активности солей было определено, что анионы многоосновных кислот потенциально каталитически активны, а анионы одноосновных кислот и катионы, перечисленные в таблице каталитически неактивны.

Общую схему катализа карбонилсодержащих полимеров можно представить следующим образом.

По всей видимости, такой бифункциональный катализ будет невозможен в случае некарбонилсодержащих полимеров, например, полидиметилсилоксана. О

О

/

. X + у

Ан 4

V

Vх-

^ чон

~с

чон

+ нх~ +

но

"О

у/ \

Таким образом, для ряда карбонилсодержащих полимеров соли, главным образом фосфаты, оказывают существенное каталитическое действие при физиологических концентрациях. '

Ферменты.

Роль ферментов в деструкции полимеров, имплантированных в организм, в отличие от воды и солей никогда не подвергалась сомнению. Однако вплоть до настоящего времени не были получены четкие экспериментальные доказательства их действия. Типичные результаты, полученные исседователями, работающими с медицинскими полимерами, сводились к определению поверхностных свойств полимеров после их пребывания в так называемых экстрактах различных органов и физиологическом растворе (таблица 3).

Таблица 3

Скорость изменения относительной интенсивности полос поглощения в ИК спектрах полиуретанового клея КЛ-3 в модельных средах в подкожной клетчатке крыс.

Среда \Vxl02, суг1

1110 см' 1230 см-1 1730 см-'

Физиологический раствор 0.13 0.05 0.04

Раствор Рингера-Локка 0.13 0.04 0.03

Экстракт печени кролика 0.10 0.04 0.02

Экстракт мышц кролика 0.10 0.02 0.03

Экстракт почек кролика 0.12 0.02 0.02

0.01% раствор трипсина 0.11 0.01 0.02

0.01% раствор химотрипсина 0.12 0.01 0.02

Организм животного 0.59 0.39 0.34

Приведенные данные, показывающие, что выбранные среды не моделируют высокой скорости деструкции в организме животного, могут быть объяснены следующим образом. Ферменты, катализирующие деструкцию, растворены в капсуле и являются в основном лизосомальными ферментами, выделяемыми макрофагами и другими клетками. Механизм действия ферментов на полимеры чрезвычайно сложен, поскольку большинство синтетических полимерных материалов не являются специфическими субстратами для ферментов.

Биодеструкиия полимеров различных классов.

В этой части представлены экспериментальные результаты, полученные в исследованиях основных классов полимеров биомедицинского назначения как в среде живого организма (экспериментальные животные, организм человека), так и в модельных средах.

Поликапроамид (ПКА) является одним из первых полимеров, использованных для медицинских целей благодаря своей химической структуре, близкой по строению элементарному звену полипептидной цепочки. В настоящее время этот полимер используется ограниченно, преимущественно в виде шовных нитей (фирма ЕИнсоп), отечественная промышленность выпускает нити А122.

ПКА можно отнести к биосовместимым полимерам. По времени рассасывания в организме ПКА относится к полимерам со средним сроком

рассасывания. С этой точки зрения он может быть использован как модель для in vitro исследований.

Деструкция протекает по смешанному типу: как с поверхности, так и по объему полимера. Впервые нами было проанализировано каталитическое действие воды, солей (фосфаты, карбонаты) в процессе деструкции. Деструкция ПКА в организме протекает с изменением массы и молекулярной массы из-за распада доступных амидных связей в аморфных областях полимера (рис. 2).

Рис. 2. Изменение относительной массы и относительной молекулярной массы нитей ПКА А122 ((1 = (24 ± 2) мкм), Мп = 15.000 после имплантации в подкожную клетчатку кроликов на разные сроки.

Отмечено, что отличительной особенностью деструкции ПКА является тот факт, что общая поверхность полимера остается практически постоянной в процессе деструкции вследствие компенсации уменьшения диаметра нитей увеличением поверхности за счет трещин и шероховатости.

Изменение массы полимера описывается уравнением:

0

2 3 4

t-io"\ сутки

m = m0-k"t.

эф1

(3)

I 15

где к^ф = к5СК а1Б. Значение к^ф, определенное из экспериментов на кроликах,

равно (1.6±0.2)х10-3 г-суг1, а значение константы скорости распада

амидных связей в матрице полимера, определенное из данных титрования концевых амидных групп имплантированных образцов, равно

кэ4(з1с4=(&4±а5).10-5сут1.

Анализ действия катализирующих агентов показал, что деструкция ПКА по объему протекает под действием воды (растворимость которой в ПКА равна (5.5±0.5)%). Большое содержание воды в полимере обеспечивает проникновение солей в ПКА с коэффициентом диффузии 10-' см3/с. Константа скорости распада амидных связей в аморфной области под действием воды при 37°С 1x10-7 суг1, при таком значении константы скорости за год распадается всего 0.5x10Ч амидных связей, что намного ниже наблюдаемой константы скорости распада в организме. Существенным является вклад солей в процесс деструкции полимера по объему. Из модельных экспериментов в 0.1М №НгР04 (концентрация внутриклеточной жидкости) при 37°С получено:

кэ«хс/| =(О5±а1).10-5сут-1.

Специальными экспериментами было показано, что ферменты практически не проникают в пленки ПКА толщиной, равной диаметру нитей волокон, в течение 100 сут. Предполагается, что ферменты, по-видимому, могут участвовать в процессе деструкции только с поверхности. Таким образом, распад по У-типу протекает под действием воды, солей в организме, а по в-типу - ферментов.

Приведенные количественные данные позволяют прогнозировать стойкость ПКА в организме. Из полученных макрокинетических параметров становится понятным, что использование ПКА в качестве шовных нитей должно быть не столь широким из-за небольших сроков рассасывания, а перспектива его использования в качестве быстрорассасывающихся нитей уменьшилась из-за появления в последнее десятилетие таких нитей, как дексон, полиглактин. Несмотря на удовлетворительную совместимость с тканями организма, применение шовных нитей из ПКА, видимо, будет ограниченным.

Полидодеканамид.

Полидодеканамид (полиамид 12) применяется в качестве эндопротезов в меньшей степени. По срокам рассасывания в тканях организма этот полимер оказался более стойким, поэтому он рассматривается как основа для различной структурной модификации с целью получения новых материалов для эндопротезирования.

Характер деструкции оказался аналогичным поликапроамиду: при имплантации происходит уменьшение молекулярной массы, прочности и диаметра элементарной нити, сопровождающееся появлением трещин на поверхности полимера. Как и следовало ожидать, механизм деструкции идентичен распаду ПКА в организме, т.е. деструкция протекает по аморфным участкам полиамида-12 (данные ИК спектроскопии и рентгеноструктурного анализа) под действием тех же катализирующих агентов, что и для ПКА-солей и ферментов.

Полигликолид.

Полигликолид (ПГЛ) - продукт поликонденсации гликолевой кислоты -является первым синтетическим полимером, синтезированным специально для медицинских целей в качестве быстрорассасывающихся шовных нитей. ПГЛ применяется в самых различных областях медицины: ортопедии и травматологии (штифты, пластинки, шпильки, иглы, заменители костей), в офтальмологии, в качестве шовных нитей, волокнистых материалов, в виде губок, порошков для ран и ожогов. Основным достоинством также является то, что он может быть использован в бикомпонентных системах как рассасывающая часть протеза.

Столь широкое применение ПГЛ объясняется хорошей совместимостью полимера в начальный момент имплантации независимо от формы (блоки, порошки, волокна), а также и тем, что единственный продукт распада - гликолевая кислота - активно участвует в метаболизме организма, распадаясь на Н2О и СО2.

Нами были исследованы кинетические кривые распада ПГЛ в организме и модельных средах, изучена макрокинетика распада в организме и in vitro, выяснены основные катализирующие компоненты среды живого организма и доля участия каждой компоненты в процессе деструкции, предложен механизм распада ПГЛ в организме на основе изучения макрокинетических закономерностей деструкции материала в живом организме и в отдельных компонентах биологической среды на основе количественной оценки вклада каждой составляющей среды с учетом структурной особенности волокон ПГЛ,

выявленной с помощью электронномикроскопического и рентгеновского анализов. Основные результаты сводятся к следующему.

Волокна в организме распадаются необычным образом: на микрофотографиях наблюдается поперечное расщепление на осколки размером ~1 мм при неизменном диаметре элементарных нитей к 15 - 18 сут. после имплантации. К этому сроку обнаруживается потеря механической прочности, начиная с превращения 0.9.

Макрокинетическая кривая потери массы в организме (рис. 3) имеет сложный ход: незначительное изменение на начальных этапах после имплантации и резкое увеличение потери массы после 20 сут.

Формы кинетических кривых потери массы в воде, в фосфатном буфере, в карбонатном буфере при рН 7.4 при 37°С повторяют ход кинетической кривой в организме, при этом соли сильных одноосновных кислот практически не влияют на кинетические параметры; в присутствии фосфатов наблюдается значительное увеличение скорости деструкции (кривая 1, рис. 3).

1, сутки

Рис. 3. Изменение относительной массы нитей ПГЛ после имплантации в подкожную клетчатку кроликов и от времени обработки в фосфатном буфере с рН = 7.4 при 37°С с различной концентрацией: 1 - (•) 1М; 2 - (Д) организм и 2 (+) - теоретическая кривая; 3 - (□) 0.3М; 4 - (•) 0.1М карбонатный буфер; 5 - (о) вода.

Деструкция волокон ПГЛ в буферных растворах с РН 4.05 и 2.01 протекает со скоростью, близкой к скорости деструкции в воде, т.е. кислая среда в данном

интервале рН не обнаруживает существенного влияния на гидролиз сложноэфирных связей.

Опыты in vitro при инкубировании нитей ПГЛ в растворах протеолитических ферментов показали, что активным является фермент Р-глюкоуронидаза.

Деструкцию контролировали по выходу продукта распада - гликолевой кислоты - двумя методами (спектрофотометрическим и титрованием). Значение начальной скорости распада ПГЛ (WoxlO2 час-') увеличивалось в зависимости от концентрации фермента в 3 раза при отсутствии подобного ускорения в среде других ферментов, таких как химотрипсин, эластаза, липаза, фосфатазы (Рис. 4).

0(23 Ь.чосы Рис. 4. Кинетика выделения гликолевой кислоты при инкубировании нитей ПГЛ в

растворе фермента р-глюкоуронидазы с концентрацией 1 мг/мл ингибитора - кривая 1; в присутстви ингибитора йодацетамида с концентрацией 0.5 мг/мл - кривая 2; концентрация ингибитора 1.8 мг/мл -кривая 3.

При добавлении ингибитора ферментативной активности получили замедление процесса деструкции. Предположив, что увеличение массы выделяющейся гликолевой кислоты кислоты должна быть пропорциональна активности - концентрации фермента Сф и концентрации доступных сложноэфирных связей - С3ф св., можно записать

с!т _,

— - КэфСэфс вСф, (4)

где m - число молей выделившейся гликолевой кислоты, кэф - эффективная константа скорости распада ПГЛ. Приняв Сэф.св. в первом приближении постоянной, получаем, что скорость ферментативной деструкции определяется активностью фермента:

-jjj- и кэфСф. (5)

Действительно, при сопоставлении начальных скоростей с активностью фермента, получена линейная зависимость, из которой определена кэф = (0.35 ± 0.05)х10'6 мл моль-час1. Таким образом, было впервые установлено, что в гетерогенных условиях нити ПГЛ подвергаются деструкции под действием фермента р-глюкуринидазы и количественно оценена ферментативная составляющая деструкции ПГЛ в организме.

На основании проведенных экспериментов предлагается механизм деструкции, согласно которому ПГЛ - высококристаллический полиэфир (аморфная доля -0.2, кристаллическая - 0.8) распадается двустадийно. В начальный период имплантации происходит сорбция воды по аморфным участкам, и деструкция полимера происходит медленно, в основном под действием воды.

Далее, после степени превращения 0.2, как видно из кривой потери массы, в организме скорость деструкции резко увеличивается. Это объясняется распадом кристаллитов с поверхности уже под воздействием сорбированной воды, солей и ферментов. Из опытов in vitro могут быть получены значения эффективных констант скоростей распада эфирных связей под действием воды, солей и ферментов.

Общее уравнение, полученное на основании приведенных результатов, имеет вид:

гп0

- = 0.2-V;

1-ехр^-

1н2сгн2о

+ (Г-уО

КН20 Н2О '

ЫЬ0р

I -ехр| -к С I

Н2РО4 Н2Р04 )

1-

к С I

Н2РО4 Н2РО4

ЫЬ0р

(6)

1-

фер фер

НЬ0р

где шо и ш - исходная и текущая масса полимера; N - число кристаллитов в поперечном срезе; р - плотность полимера; Ьо - поперечный размер кристаллитов;

СУ - средняя концентрация воды и фосфатных ионов в аморфной

н20,н2р04

части полимера; 0.2 - объемная доля аморфных областей ПГЛ; С5_У

Н20,Н2Р04

средняя концентрация воды, фосфатных ионов на боковой поверхности

кристаллита; к% - эффективная константа скорости распада сложноэфирных

связей ПГЛ в аморфных участках полимера под действием солей, воды; к5 У -эффективная константа скорости деструкции сложноэфирных связей на поверхности кристаллитов, зависящая от типа распада фрагментов макромолекул ПГЛ на поверхности кристаллита и от адгезии и растворимости продуктов распада в окружающей среде.

Для решения обратной задачи, проведенного на ЭВМ с помощью приведенных констант скоростей и подбора значений концентраций фермента в подкожной клетчатке кроликов (точных литературных данных не имеется), удалось воспроизвести экспериментальную кривую для организма (рис. 3, кривая 2).

Проведенный количественный анализ макрокинетики распада нитей ПГЛ позволяет предсказать кинетические кривые распада и долговеч-ность по массе нитей ПГЛ разных диаметров в различных частях организ-ма (различное содержание ферментов и солей).

I 21

Перспектива применения этого полимерного материала в медицине бесспорна в силу хороших, механических свойств, хорошей биосовместимости, регулируемых сроков рассасывания, что является результатом использования научно обоснованных принципов создания полимера медицинского назначения.

Полиглактин.

Полиглактин (ПГЛК) представляет собой сополимер гликолевой и молочной кислот и производится фирмой "ЕМсоп" (США). Продуктами распада этого полимера в организме являются гликолевая и молочная кислоты, которые участвуют в метаболизме организма, как и в случае ПГЛ.

В принципиальном отношении не должно быть разницы как в механизме распада, так и в скоростях деструкции между ПГЛ и его сополимерами. Гомополимер молочной кислоты в подкожной клетчатке крыс распадается медленнее, чем ПГЛ, по-видимому, вследствие меньшей растворимости воды в полилактиде.

Следует отметить, что ПГЛК является единственным полимером, для которого изучена не только кинетика распада, но и динамика метаболизма продуктов деструкции.

^ сутки

Рис. 5. Изменение относительной массы нитей ПГЛК после имплантации на разные сроки в подкожную клетчатку кроликов и от времени обработки в буферных системах с рН = 7.4 при 37°С с различной концентрацией: 1 - 1М карбонатный буфер; 2 - организм; 3 - 1М фосфатный буфер; 4 - 0.5М фосфатный буфер; 5 - вода.

Кривые потери массы в организме, воде, в различных буферных растворах разных концентраций (рис. 5) аналогичны кинетическим кривым для ПГЛ. Можно отметить незначительное ускорение в процессе распада по сравнению с нитями ПГЛ, что, возмщжно, объясняется некоторым разупорядочиванием кристаллических областей полимера вследствие изменения параметров элементарной ячейки сополимера.

Уравнение, количественно описывающее процесс распада ПГЛК, аналогочно уравнению (6).

Полиэтилентерефталат.

Изделия из полиэтилентерефталата (ПЭТФ) в виде сеток, шовных нитей, сосудистых протезов занимают прочное место в хирургической практике благодаря своим способностям сохранять функциональные протезные свойства в течение длительного времени имплантации, а также хорошей биосовместимости.

О гистологической (клеточной) совместимости (ПЭТФ) имеется достаточной количество исследований, из которых следует, что имплантаты ПЭТФ во всех случаях вызывают минимальную тканевую реакцию, характеризующуюся тонкой капсулой и нормальной соединительной тканью вокруг протеза в течение длительного времени (до 5 лет). Однако, отмечалось наличие макрофагов при длительных сроках имплантации, что, видимо, связано с влиянием терефталевой кислоты на окружающие ткани.

Приводятся данные макроскопических наблюдений за изменением свойств сосудистых протезов в человеческом организме на различных сроках и отмечается, при сроках до 5 лет пребывания в организме протезы практически не изменяют своих свойств. При сроках 8 и 11.5 лет пребывания в организме на поверхности полимерного протеза появляются трещины с одновременным утончением нитей.

Систематическое исследование процессов деструкции сеток из ПЭТФ отечественного производства, имплантированных в мышечную ткань кроликов, собак и человека, проведены с целью определения сроков службы ПЭТФ-протезов.

При 37°С ПЭТФ - полимер, стойкий к гидролизу в воде, но распадается по S-типу в основных средах (когда скорость реакции много больше скорости диффузии агрессивной среды), и по V-типу в кислых средах (когда скорость реакции много меньше скорости диффузии агрессивной среды).

При анализе данных по деструкции ПЭТФ-протезов, использованных для пластики мягких тканей, оказалось, что в зависимости ог условий в организме могут наблюдаться оба типа деструкции.

При рН окружающей протез среды, равном 7.0 - 7.4, изменение основного макроскопического параметра - массы - описывалось уравнением (2), а разрывная нагрузка:

р-Ч|1к^)2' (7)

где Ро и Р - начальное и конечное значения разрывной нагрузки. Линейная зависимость Р'п от г дает возможность прогнозировать время потери 50% прочности в этих условиях, что соответствует (30 ± 5) лет (рис. 6а).

извлеченных из организма человека, от времени превывания протеза в организме при рН окружающей среде 7.0 - 7.4;

б) зависимость относительной молекулярной массы для образцов ПЭТФ протезов после извлечения из человеческого организма в условиях инфекции, рН среды 4.8 - 6.8.

У-тип распада ПЭТФ был впервые обнаружен нами при анализе свойств протезов, находящихся в условиях острого воспаления, связанного с инфицированием, характеризующегося преимущественно кислой рН (4.8 - 6.8), по всей видимости, индуцируемой бактериями, обнаруженных в протезах и вокруг протеза. Образцы протезов, находившихся в этих условиях, обнаруживали полную

потерю прочности на 2-3-й мес. пребывания в организме с резким изменением молекулярной массы, обусловленным распадом сложноэфирных связей в аморфных областях, описывающимся уравнением:

1 1 к! Л, (8)

Мщ Мпо эф

где МПд и МП( - значения исходной и текущей среднечисленной молекулярной массы; к^ф - константа скорости распада связей в аморфных областях полимера (рис. 66).

Эти данные свидетельствуют о том, что на механизм распада в основном влияет рН среды, и уравнений для прогнозирования (2) и (7) следует относить к случаю нормального окружения имплантата (рН 7.0 - 7.4).

Что касается участия катализирующих агентов биологической среды организма в случае ПЭТФ, то, по-видимому, вода не оказывает каталитического

37° С

действия (кэф для воды в ПЭТФ - 10-' - 10-10 мин-1, и за 10 лет распадается 10 3

сложноэфирных связей). Фосфатные ионы в полимерную матрицу практически не проникают, следовательно, деструкция под их действием будет протекать с поверхности. По-видимому, ферменты среды организма, как и в случае ПГЛ, ПКА, должны участвовать в деструкции с поверхности. Следовательно, в условиях нормального окружения протеза с рН 7.0 - 7.4, деструкция ПЭТФ протезов будет происходить под действием солей и ферментов.

А в случае патологического окружения протеза (кислая среда) каталитически активными могут быть, по-видимому, ферменты и кислоты, при этом кислоты являются единственными реальными активными веществами, способными вызывать деструкцию по объему полимера вследствие способности летучих кислот диффундировать в матрице полимера, и кэф для организма в этом случае равен (1.1 ±0.5) год-'.

Отсюда становятся понятными результаты работ по деструкции ПГЛ в бактериальной культурной жидкости, когда оказалось, что гликолид не деструктирует в присутствии бактерий. Действительно, ПГЛ в кислой среде распадается со скоростью гидролиза, близкой к скорости в воде, в противоположность ПЭТФ. Из наших экспериментальных данных следует, что активными деструктирующими агентами бактериальной среды в основном

являются ферменты, продуцируемые бактериями, и различные низкомолекулярные продукты, преимущественно кислоты, изменяющие рН среды.

По основным параметрам: биосовместимости и биодеградируемости -можно полагать, что ПЭТФ должен в будущем интенсивно использоваться в медицинской практике в качестве протезов и других изделий и материалов.

Полипропилен.

Полипропилен (ПП) стал применяться для медицинских целей благодаря своей высокой химической стойкости и хорошим механическим свойствам. В начале 70-х годов полипропилен применялся для обшивки клапанов искусственного сердца, в качестве шариковых протезов суставов. В настоящее время он выпускается в виде шовной нити фирмой "ЕМсоп" (США).

Гистологические данные свидетельствуют, что ПП марки "медицински чистый" в тканях живого организма вызывает умеренную реакцию в отличие от ПП, содержащего катализаторы и стабилизаторы.

В силу своей химической структуры ПП может подвергаться только окислительной деструкции. Поэтому можно ожидать, что в тканях живого организма ПП должен быть стойким и медленно распадаться только под действием окислительных ферментов в присутствии растворенного в среде живого организма кислорода.

Общая картина деструкции волокон и пленок ПП в организме характеризуется:

—ухудшением механических свойств (понижением разрывной нагрузки и

относительного удлинения); —образованием трещин на начальных этапах имплантации и фрагментацией полимерного имплантата при более дальних сроках, при этом на образцах ПП ' без антиоксиданта наблюдается более ранняя фрагментация; —неизменной молекулярной массой при всех сроках имплантации; —появлением полосы поглощения в ИК спектрах образцов ПП после

имплантации, соответствующей группе С=0; —наблюдением повышения активности оксиредуктазы и цитохромоксидазы в капсуле, окружающей имплантат.

Из приведенных экспериментальных наблюдений по деструкции ПП в организме следует, что этот полимер деструктурирует по Э-типу под действием

окислительных ферментов, которые не проникают в матрицу полимера. Как известно, окислительная деструкция сопровождается разрывом основной цепи и должна приводить к уменьшению молекулярной массы, но в силу того, что катализирующие агенты не проникают в объем полимера, поверхностные разрывы связей практически не приводят к понижению молекулярной массы всего изделия. Накопление карбонильных соединений вследствие окисления, по-видимому, также происходит не по всему объему, а ограничивается поверхностями трещин.

Специальные эксперименты, поставленные нами с ПП, который инкубировался в растворе цитохромоксидазы, не привели к ожидаемому результату из-за быстрой инактивации этого фермента в опытах in vitro. Поэтому, по-видимому, для выяснения роли окислительного действия ферментов на этот полимер должны быть поставлены эксперименты с бактериями, генерирующими окислительные ферменты, расщепляющие С-С связи.

Перспектива использования этого полимера в медицине как в виде шовных нитей, так и протезов, весьма ограничена в силу приведенных свойств имплантатов.

Полиэтилен.

Изделия из полиэтилена (ПЭ) применяются в хирургии в течение 30 лет. Например, ПЭ высокого давления (ПЭВД) использовался для изготовления протезов тазобедренного сустава. Как стойкий неразлагающийся полимер он используется во вспомогательной медицинской технике в виде упаковок и вспомогательных трубок.

Биодеструктируемость ПЭ установлена при решении обратной задачи с целью утилизации полимерных отходов с помощью микроорганизмов и бактерий.

Оказалось, что промышленные полиолефины, особенно ПЭДВ, практически не подвергаются биорасщеплению, но низкомолекулярные фракции подвергнутся биодеструкции по радикальному механизму.

Было установлено, что:

1. Основное условие биоразложения - увеличение удельной площади полимера (например, использование порошков).

2. Процесс расщепления идет с уменьшением массы, причем на начальных сроках инкубации с ускорением, а затем замедляется, так как требуется время, чтобы произошло новое расщепление.

3. В образцах полиэтилена низкого давления (ПЭНД), инкубированных с микроорганизмами, появляются карбонильные группы, особенно при введении наполнителей, чувствительных к воздействию оксидаз и эстераз.

Для количественной оценки скорости биоразложения медленно разлагающихся ПЭ был применен чувствительный метод анализа по меченому ,4С, введенному специальным синтезом в цепь ПЭ. Образцы, инкубированные с микроорганизмами в течение различного времени (до 3 лет), затем подвергались УФ облучению для ускорения деструкции, и определяли потерю массы в результате воздействия бактерий и микроорганизмов. Экстраполяцией к нулевому времени облучения находили значение потери массы в результате биоразложения. Определенное таким образом значение потери массы порошков за 3 года составляло -0.5% и описывалось уравнением (2).

Таким образом, из анализа этих данных следует, что ПЭ, как и ПП, деструктирует по S-типу, при этом деструктурирующими агентами могут быть окислительные ферменты, генерируемые бактериями и микроорганизмами, для которых ПЭ служит питательной углеродной средой.

Обобщая данные по деструкции ПП и ПЭ, можно отметить, что хотя эти полимеры являются медленно разлагающимися, но химическая перестройка структуры в процессе окисления, по-видимому, может приводить к неблагоприятным последствиям для организма.

Эластомеры.

Полидиметилсилоксан.

Примером успешного применения в медицине синтетических полимеров являются изделия на основе полндиметилсилоксана (ПДМС). Инертность, хорошие механические свойства, возможность придать изделиям желаемую форму при введении в организм обеспечили полидиметилсилоксанам широкое использование в различных отраслях медицины (в хирургии - протезы различных элементов костей, мягких тканей, вспомогательные элементы - трубки, катеторы, шунты, лекарственные носители). В 60-х годах этот полимер был промышленно освоен для производства изделий различного медицинского назначения фирмой "Dow Corning" (США), выпускающей изделия под названием Silastic.

О хорошей биосовместимости ПДМС накоплено большое количество исследований за 30 лет использования, гистологические и гистохимические тесты

силиконовых полимеров часто используют как тест на биосовместимость при испытании новых полимеров.

Несмотря на большое количество исследований и большой опыт использования силоксановых полимеров, в литературе практически не имеется количественных данных по деструкции в организме.

I.

В принципе, фрагменты, включающие -81 -О-связи, могут распадаться в

воде. Данные по распаду СКТН при высоких температурах в парах воды, можно проанализировать количественно, если представить, что одновременно протекают два процесса: распад по закону случая с образованием концевых силанольных групп

^ = к3.с.(пО-п) = кл.сл. (9)

где по • начальная концентрация силанольных связей; п - концентрация разорвавшихся связей к моменту I; и реакция деполимеризации по силанольиым связям, приводящая к потере массы полимера по уравнению

— = кдепп. (10)

Если представить, что эти два процесса протекают с близкими скоростями, то общее изменение массы можно определить из уравнений (9) и (10) при допущении, что распад по закону случая идет до небольших степеней, а сама реакция происходит во внутренней кинетической области

т = кдепкз.сл»2- <">

На рис. 7 приведены данные по деструкции ПДМС в воде, в подкожной клетчатке кролика при 37°С. Данные по деструкции образцов ПДМС в виде пластин при низких температурах свидетельбтвуют о том, что имеется существенное различие в скоростях протекания процесса деструкции в организме и воде, которое можно объяснить вкладом ферментативной составляющей среды организма (фосфатные ионы не оказали каталитического действия, что исключило вазможность протекания реакций бифункционального катализа) при воздействии воды. Для количественного анализа вклада ферментов в настоящее время последние не идентифицированы как расщепляющие силиконовые связи. Поэтому для описания суммарной деструкции ПДМС можно использовать уравнение (2), из которого следует, что утоньшение пластины ПДМС в результате потери массы при

деструкции в организме, может составить 2*5 мкм/год. Отсюда становится понятным, что конструирование изделий с точно заданной формой для долговременного использования нежелательно. Перспективность изделий на основе ПДМС для медицины, особенно для решения медико-технических задач, несомненна. ПДМС также является неизменной компонентой при модификации других полимеров.

I г з <1 5 6 £,года

Рис. 7. Зависимость степени превращения по массе пластинок ПДМС от времени:

при 37оС + воздух; • - вода; о - организм (подкожная клетчатка кроликов).

Биоповреждение полимерных материалов.

Процесс деструкции СПМ при контакте с живыми организмами, условно определяемый как биоповреждение, приводит к изменению их эксплуатационных свойств. При биоповреждении могут протекать процессы адсорбции (или адгезии) на поверхности материала микроорганизмов или веществ, находящихся в тканях живого организма; разрушения материала либо в результате: 1) утилизации его в качестве источника питания; 2) либо под действием продуктов жизнедеятельности микроорганизмов - метоболитов.

При протекании первого процесса, как правило, химическая структура полимера не изменяется, материал является только подложкой, на которой происходит адгезия и рост колоний микроорганизмов (биообрастание) или образование коллагеноподобных капсул (в случае использования материала в качестве имплантата). Адгезия микроорганизмов является начальной стадией биообрастания материалов, предопределяющей всю дальнейшую картину

биоповреждения СПМ. На стадии биообрастания большой интерес представляет определение биомассы на поверхности ПМ, так как количество последней влияет на "поверхностные" эксплуатационные свойства - оптические, адгезионные и т.д. Второй процесс приводит непосредственно к старению ПМ под действием химически активных веществ. В этом случае будут изменяться "объемные" эксплуатационные свойства, такие как механические, диэлектрические и т.д.

Кинетика адгезии микроорганизмов.

Адгезированные клетки микроорганизмов действуют как агрессивные биоагенты в результате выделения экзоферментов или других низкомолекулярных веществ. Поэтому количественные параметры адгезии, в свою очередь, являются определяющими для скоростей биообрастания (накопление биомассы) и биоразрушения.

В работах, посвященных проблеме биоповреждения, исследовано взаимодействие различных ПМ и набора микроскопических грибов, используемых для тестовых испытаний при различных условиях внешней среды (температуры и влажности).

Макрокинетические параметры - сила адгезии Ьадг, число адгезии у -определяли методом центрифугального отрыва клеток с поверхности ПМ после их адгезии в определенных условиях и определенного времени выдерживания (инкубирования). Из экспериментальных кривых адгезии S-образного характера, описывающихся простым выражением

In— = -кадг1. (12)

У 00

где у, у оо • текущее и равновесное число адгезии, определяли характеристический параметр - эффективную константу скорости формирования адгезионных сил К,ф.

Влияние природы материала на адгезию спор одного и аргессивных микроскопических грибов Aspergillus niger показано на рис. 8, где приведены кинетические кривые адгезии при определенных термовлажностных условиях для различных полимеров. Выход на плато адгезионной кривой достигается за 24 ч. Рассчитанные значения констант формирования адгезионных сил у,я и силы адгезии представлены в табл. 4.

if, y«

Рис. 8. Кинетические кривые адгезии клеток Aspergillus niger при 22°С и <р = 98% к поверхности различных полимеров: 1 - ПЭ; 2 - зпоксиполммер; 3 - ПММА; 4 - ацетилцеллюлоза; 5 - целлофан.

По увеличению адгезии конидий полимеры располагаются в ряд от гидрофобного полиэтилена до по л нэти л енлерефтал ата.

Из экспериментальных данных по зависимости числа адгезии спор Aspergillus niger при постоянной влажности и различных температур«были рассчитаны значения параметров для двух крайних по параметру, растворимости воды полимеров - полиэтилена и целлофана (табл. 5).

Температурная зависимость адгезии нерезко выражена для каждого полимера, что подтверждается постоянством константы скорости формирования адгезионных сил (табл. 5). Кроме того, возрастает сила адгезии с уменьшением температуры.

Из кинетических кривых адгезии спор Aspergillus niger к поверхности полиэтилена при постоянной температуре и различных значениях влажности среды выдерживания были расчитаны значения констант, из анализа которых следует, что при незначительной разнице у существенно изменяется кЭф (табл. 7).

Таблица 4

Параметры адгезии конидий Aspergillus niger к поверхности различных полимерных материалов.

Материал кзф, ч-' F50, дин/клетку Уоо.%

Полиэтилен 0.06 З.ЗхЮ4 55

Эпоксидная смола 0.08 6.6x104 70

Полиметилметакрилат 0.36 1.0x10-3 80

Целлофан 0.36 1.6x10-3 85

Ацетилцеллюлоза 0.41 2.5x10-' 90

Полиэтилентерефталат 0.41 2.5x10-3 90

Таблица 5

Адгезионные параметры взаимодействия для полиэтилена и целлофана при различных температурах и относительной влажности <р = 30%.

■ Полиэтилен Целлофан

Т,°С Уоо-% кЭф, ч-> F50, дин/клетку Усо.% к,ф, ч-1 р50 дин/клетку

10 85 0.06 5.2х10'4 90 0.36 2.6x10-3

22 55 0.06 3.3x10-« 85 0.36 1.6x10-3

38 50 0.06 1.3x10-" — — —

Таблица 6

Адгезионные параметры конидий Aspergillus niger для полиэтилена при различной влажности воздуха и постоянной температуре Т = 10°С.

ip,% кзф, ч-' У «,% F50, дин/клетку

0 0.08 70 З.ОхЮ-4

30 0.66 85 5.2х 10

100 0.56 100 1.9x10-3

Для определения характера адгезионной связи была исследована возможность использования ИК-спектроскопии с Фурье анализом для исследования химического состава внешней (контактирующей) стенки клеток

изученных микроскопических грибов. С помощью метода МНПВО в ИК-области был впервые определен химический состав клеточных веществ основных видов микроскопических грибов, обнаруженных на полимерных материалах. Идентифицированные вещества можно разделить на три класса - это полисахариды, фосфолипиды и белки. Содержание этих веществ составляет в массовых долях для 9 видов микроскопических грибов: а-гликаны - 0.05 - 0.25; фосфолипиды - 0.26 - 0.72; амиды - 0.01 - 0.69 (таблица 7).

Таблица 7

Концентрация фосфолипидов, а-гликанов и веществ, содержащих амидные группы в стенке конодий микроскопических грибов.

Микроскопический Массовые доли Контактный

№ гриб амид фосфолипид а-гликан угол, град.

1. Pénicillium funiculosum 0.01 0.73 0.26 130

2. Ptnicillium chrysogenium 0.56 0.33 0.11 109

3. Thrichoderma viride 0.28 0.54 0.18 90

4. Aspergillus niger 0.58 0.34 0.08 101

5. Aspergillus terreus 0.30 0.54 0.16 120

6. Chaetomicin globusum 0.57 0.35 0.08 115

7. Aspergillus flavus 0.52 0.39 0.10 130

8. Pénicillium cyclopium 0.49 0.38 0.13 107

9. Paecilomyces varioti 0.69 0.26 0.05 90

Гидрофобность поверхности клеток оценивали измерением контактных углов (9) на горизонтальном микроскопе. Для установления связи величины 0 для каждого вида микроскопического гриба с составом стенки составили корреляционное уравнение зависимости 0 от суммы компонент с соответствующими коэффициентами эффективности вклада каждой компоненты. Решив совместно уравнения для девяти видов исследованных грибов, получили значения коэффициентов, характеризующих долю вклада каждого вещества в поверхностные свойства стенки микроскопического гриба, обуславливающие смачиваемость к воде, т.е. гидрофобность поверхности. Оказалось, что эффективность вклада в гидрофобность внешней стенки в наибольшей степени

определяется фосфолипидами (соответствующий коэффициент Р), значение которого в 1.5 - 3.5 раза превышает остальные коэффициенты.

Кинетика роста биомассы.

Рост и развитие микроскопических грибов непосредственно на твердых поверхностях ПМ обычно оценивают по пятибальной шкале по росту диаметра колоний определенного вида или набора микроскопических грибов. Оценка начальной биомассы (в единицах мкг/см2) сопряжена со значительными методическими трудностями, поэтому нами был разработан чувствительный радиоизотопный метод, фиксирующий рост биомассы в первые сутки. Из экспериментальных кинетическох кривых накопления биомассы на поверхности различных ГШ, описываемых экспоненциальным уравнением вида

где шиш«, - текущая и равновесная биомассы, были определены значения

эффективных констант роста биомассы - к'ф, Обращает на себя внимание

высокая биообрастаемость полимеров на основе целлюлозы по сравнению с другими полимерами, что, очевидно, связано со степенью гидрофильности (рис. 9).

Это подтверждается тем, что значения kj^ и m» тем больше, выше

растворимость воды в полимере. Последнее позволяет предсказывать рост биомассы для полимеров с известными параметрами растворимости воды. На рис. 10 приведена обобщенная кинетическая кривая в координатах m/m«, - kt, из которой следует, что все значения биомассы в безразмерных координатах укладываются на кривую независимо от природы полимеров, питательной среды и вида микроорганизмов.

Рис. 9. Кинетические кривые роста биомассы микроскопических грибов (ростовский набор) на поверхности различных полимеров при ф = 98% и Т = ЗОоС (ПММА - полиметилметакрилат, ПЭТФ - полиэтиленлерефталат, ПЭ - полиэтилен, ПТФЭ - политетрафторэтилен). На вставке - зависимость константы скорости роста биомассы от количества сорбированной полимеров воды.

mt /гпп

_I_1_I_I—

О f • 2 3 kt 1

Рис. 10. Обобщенная кинетическая кривая роста биомассы макроскопического гриба Aspergillus niger на поверхности различных полимеров при влажности 90% и' Т = 30°С, нанесенного из водной суспензии: • - ПЭ; о -ПММА; х - ПЭТФ; О - целлюлоза; D - ПТФЭ; из Среды Чапека-Докса: + -ПЭ; Д - ПЭТФ; А - ПММА.

Количественный подход к оценке биомассы был распространен на практическую задачу - определение эффективности биостабилизаторов микроскопических грибов, называемых биоцидами. Введение биоцида в среду роста микроорганизма должно существенно удлинять начальный период - лаг-фазу - и уменьшать значение предельной биомассы, сохраняя вид в-образной кривой роста биомассы. Для корректной оценки ингибированного роста биомассы была разработана специальная подложка на основе полигидрогеля, обеспечивающая доступ питательной среды, удобное и полное снятие биомассы, стойкость к микроорганизмам и легкую стерилизуемость. Обобщенная кинетическая кривая ингибированного роста биомассы для одного вида микроскопического гриба (АврегйШиз лiger) в присутствии различных биоцидов приведена на рис. 11, где количество относительной биомассы описывается эмпирическим уравнением вида:

где 0 = Ina + Inb, а и b - константы, характеризующие сродство биоцида. Существование обобщенной кинетической кривой для различных фунгицидов приводит к выводу, что независимо от клеточного механизма биоцидного действия изученных веществ сохраняются общие кинетические закономерности ингибированного роста плесневых грибов. Это возможно при наличии некоторой лимитирующей стадии процесса взаимодействия биоцида с микроорганизмами, общей для всех исследованных веществ. По-видимому, такой стадией является проникновение биоцида через клеточную мембрану. В этом случае способность вещества проникать через клеточную мембрану будет одним из важнейших свойств, определяющих его эффективность как биоцида.

(14)

m/m.

Рис. 11. Обобщенная кривая ингибированного роста биомассы в присутствии биоцидов: о - ионол; • - фламан; ■ - мертиолат; Д - СиЗОс □ - ництедин; + - оксидифенил; А - апкилбензидцитметиламмоний хлорид (АБДМ); х - Ы-пара-толилмалеимид (ПТМИ).

Для всех исследованных нами веществ продолжительность лаг-фазы (Ьи) от концентрации биоцида (С) описывается экспоненциальным уравнением вида

Ьи=Ь0ехр(КьС)) (15)

где Ьо - длительность лаг-фазы без биоцида; Кь - константа. Чем вышеКь, тем тем больше продолжительность лаг-фазы при одной и той же концентрации биоцида. Таким образом константа Кь может служить для сравнительной оценки эффективности биоцида.

Биодеструкция.

Одновременно с накоплением биомассы или при длительном контакте с биологической средой организма протекают процессы деструкции. Для оценки степени биоповреждения после воздействия биологической среды использовали показатели прочности - напряжение при разрыве (а), при этом для полимерных имплантатов (эндогенные условия) получено простое соотношение, связывающее о со временем имплантации:

= (16) Обозначив время полной потери прочности как т = сток, получаем

^ = (,7)

ст0 а

На рис. 12 представлен обобщенный график потери прочности имплантата при биостарении различных СПМ медицинского назначения в подкожной клетчатке кроликов. Определив по начальному участку кинетических кривых значение к, можно рассчитать значение т - полной потери прочности имплантата в -живом организме. На рис. 13 представлено относительное изменение разрывного напряжения элементарных нитей тканного материала из брезента при воздействии суспензии спор микроскопического гриба Аэр^Шиэ г^ег, описываемое линейной зависимостью

_^ = l-k"ob-l, (18)

GO ЭФ l0p

где р - плотность, I - толщина пленки или диаметр волокна.

/

б, /6,

Рис. 12. Обобщенная зависимость относительного изменения разрывного напряжения полимеров при имплантации в подкожной клетчатке кроликов: • - ПЭ; Д - полигликолид; А - полиглактин; □ - полиамид; о -полипропилен.

Рис. 13. Зависимость относительного разрывного напряжения нитей тканного материала на основе целлюлозы от времени действия микроскопического гриба Aspergillus niger концентрации 10б клеток/мл.

Таблица 8

Основные параметры биосовместимости и биодеструкции полимеров.

Биосовместимость: Биодеструкция

№ Полимер токсичность продуктов распада Тип распада Основные катализирующие агенты Долговечность в организме

1. Поликапроамид Умеренная Э-тип, У-тип Ферменты, соли по массе ш = то-1.6-10-' г/сутЧ: нить с 0

(24 ± 4) мкм за (500 ± 50) суток

2. Полидодеканамид —И— —II— —II— Аналогично: к = 1.0-10-3 г/сут

3. Полигликолид Минимальная Б-тип, У-тип Ферменты, вода, Согласно уравнению (6) в тексте: нить с

соли 0 (18 ± 3) мкм теряет целостность за 20 -

25 суток

4. Полиглактин —УУ— —//— —//— Аналогично: за 18-23 суток

5. Полиэтилентере- Умеренная Б-тип Ферменты, соли Р = Ро(1-4-10"3 см^год-Чв)2: элемент - нить

фталат с 0 (19 ± 2) мкм теряет 50% прочности за

(30 ± 7) лет (клинические данные

6. Полипропилен Не определялась в-тип Ферменты —

7. Полиэтилен —II— ' — II— —II— ш = то - 2.3-10 г-суг'Ч

8. Полидиметилсилокс Э-тип Ферменты, вода т = то - 2.3-10 г-суг2^: платина

ан утончается с ~(2 -н 5) мкм/год (кролик)

Таблица 9

Параметры биоповреждаемости полимеров

Параметры адгезии Рост т^ Деструкция

Материал И^®, дин/клетку УоО,% , мкг/см2 кэф с-' ЬК ис > с кН20^' кферм.с-'

Полиэтилен (ПЭНД) 1.6x10-5 З.ЗхЮ-4 55 ±5 1.5 ±0.2 — — — 1.2х10-9

Эпоксиполимер 2.2х10-5 6.6x10-4 70 ±5 4.5 ± 0.7 — — — 1.7x10-9

Полиметилметакрилат 2.1x10-5 1.1х10-з 80 + 5 3.8 ±0.7 Не изучали

Полиэтилентерефталат 1.1x10-" 2.5x10-3 90 + 5 2.4 ±0.5 - 1.3x10-« — — —

Целлюлоза 1.0x1 о-4 1.6х10-3 85 ±5 10.5 ± 1.0 — — — 0.5х106

Полиимид 1.7x104 1.9x103 82 + 5 3.9 ±0.5 _ 0.2x10-8 —

«о

I

В конечном счете, как в эндогенных, так и в экзогенных условиях действия агрессивной биологической среды количественно определяющими биодеструкцию (биоразрушение) каждого типа полимера являются эффективные константы распада тех или иных связей. На основании полученных нами данных при исследовании СПМ в модельных средах и сопоставлении их с данными деструкции в организме приведена сводная таблица 8.

Задачей исследования количественных закономерностей адгезии, биообрастания и деструкции является установление макроскопических кинетических параметров биоповреждаемости материалов. Исходя из полученных экспериментальных данных, можно составить сводную таблицу 7, из которой следует, что адгезия и рост биомассы связаны пропорционально, а что касается деструкции, то необходимо дополнительное изучение в модельных средах для определения типа деструкции. Число адгезии у® для различных видов грибов меняется от 98 до 55%.

С помощью экспериментально полученных значений макроскопических кинетических параметров взаимодействия клеток (спор конидий) микроорганизмов с полимерной поверхностью можно прогнозировать биостойкость материала. В общем случае, биостойкость (Б) определяется силой адгезии, количеством биомассы и эффективными константами скорости деструкции доступных связей:

Б----------—.

Рад ДШоо кэф

Например, определенные из этого выражения значения величины биостойкости для целлофана (влажность ф = 98%) составляла 0.5х106 с-см2/дин-мкг, для полиэтилена оно на пять порядков выше - 0.4x10" с см2/дин-мкг.

Таким образом, показано, что исследование таких кинетических закономерностей таких макроскопических процессов, как адгезия, биообрастание, биодеструкция (табл. 9) позволяет моделировать механизм сложного процесса биоразрушения и биостойкости ПМ.

Полимерные имплантаты на основе 2-оксиэтилен метакрилата

Одним из биомедицинских полимеров, направленно синтезированных в начале 60-х годов, является водонабухающий трехмерный полигидрогель на основе мономера гидроксиэтилметакрилата под названием поли-ГЭМА,

модифицирование которого продолжается по настоящее время. Несмотря на регулируемость макропараметров благодаря широким возможностям химического модифицирования по размерам и распределению пористой структуры, степени гидрофильности, прочностным характеристикам, этот материал в течение 20 лет не находил применения в качестве непосредственного имплантата (эндопротеза), предназначенного для введения в среду живого организма; кроме того, первоначальные задачи и, соответственно, исследования были направлены, в основном, на его использование в сердечно-сосудистой хирургии, где основной параметр, биосовместимости определяет тромборезистентность материала, т.е. способность материала не влиять на основные свойства крови (не адгезировать тромбоциты).

С целью исследования коилекса фундаментальных свойств поли-ГЭМА в качестве возможного эндогенного полимерного материала нами были опробованы различные варианты синтеза и получения как основного базового поли-ГЭМА, так и его с различными биологически активными добавками. При этом исходной задачей было выяснение причины недостаточной биосовмесгимости материала при непосредственном введении его в среду организма. Для этой цели нами были синтезированы образцы полимера различной формы (сферы, диска, цилиндра, пластины) с различным содержанием воды в макро- и микропорах полимера по массе. Наиболее подходящими для проведения исследований in vitro, ¡n vivo и в клинике оказались сферические и цилиндрические формы, максимально пригодные для задач сосудистой хирургии в качестве так называемых эмболов - средств, предназначенных для введения непосредственно в кровеносное русло.

Впервые в мировой практике нами были разработаны биосовместимые, . длительно сохраняющие свои свойства в организме эмболы, способствующие образованию устойчивого, организованного тромба.

Разработка условий синтеза эмболизирующего средства на основе поли-ГЭМА.

Условия синтеза эмболизирующего средства приведены в таблице 10.

Особенностью всех способов получения разработанных эмболов, а также, по-видимому, всех полимерных материалов, предназначенных для контакта с тканями организма и кровью является необходимость тщательного удаления или количественного контроля за низкомолекулярными веществами, не вступившими в реакцию в процессе полимеризации. Для контроля степени "чистоты" эмболов нами был использован анализ показателей донорской крови - уровень

Таблица 10

Условия синтеза образцов эмболизирующего (кровеостанавливающего) средства.

№ Формы образцов Состав Модифицирующие компоненты Условия синтеза Реакционный сосуд

1. Цилиндрическая 2-гидроксиэтил-метакрилат (МЭГ), Дистиллированная 90°С, Стеклянная капиллярная

(0 0.05 - 0.5 см) этиленгликоль-диметакрилат (ДМЭГ)» персульфат аммония вода 1час трубка с соответствующим внутренним диаметром

2. —II— МЭГ, ДМЭГ, диацетат глицерина, 2,2'- Порошок NaCl( 150- 60°С, 9 ПВХ-трубка (медицински

азобис-азобутиронитрил 250 ММК) часов чистый)

3. Рентгено- Дистиллированная

контрастные МЭГ, ДМЭГ, персульфат аммония вода, йодистое 90°С, 50

цилиндрические серебро минут Стеклянная трубка

(0 0.05 - 0.5 см)

4. МЭГ, ДМЭГ, 2,2'-азобис- Порошок NaCl, 60°С, 9

-II- азобутиронитрил йодистое серебро часов ПВХ-трубка

5. Сферическая МЭГ, ДМЭГ, смесь циклогексанола и 1- суспензионная 70°С, 10 Реактор SFS фирмы

(0 0.05 - 0.5 см) додеканола, 2,2'-азобис-азобутиронитрил полимеризация часов Ingenieur buro (150 об/мин)

6. Рентгено-контрастные 2,4,6-трийодо-З-аминобензойная

сферические —//— кислота —и— —//—

(0 0.05 - 0.5 см)

количествнного и качественого изменения белка гемоглобина и клеточных структур крови (эритроцитов, лейкоцитов, тромбоцитов). Донорская кровь изучалась до и после контакта с водным экстрактом образцов эмбол. В таблице приведены результаты взаимодействия экстракта эмбол с клеточными элементами крови.

Таблица 11

Влияние времени удаления низкомолекулярных веществ на свойства крови.

Количество клеток в 1 л Клетки крови Контакт крови и водного экстракта

Исходная эмболов после:

донорская кровь 1 сутки 5 суток

Эритроциты (х1012) 3.8 ±0.5 2.8 ±0.2 3.5 ±0.4

Лейкоциты (х 10«) 5.6 ±0.5 2.8 ±0.3 • 5.1 ±0.3

Тромбоциты (х 10') 5.2 ±1.30 5.1 ±0.2 5.510.3

Полученные результаты восстановления исходных свойств крови при концентрации мономера (МЭГ) в водном экстракте 10 5 г/г от эмболов в форме сферических частиц (после 5-ти суток инкубирования частиц при 37°С) указывают на очевидную необходимость контроля полимерных материалов на наличие остаточного мономера. Спектрофотометрически контролировалось количество водорастворимого десорбирующего мономера из полимера в водную среду. По мере выхода остаточных низкомолекулярных веществ (и мономера) одновременно восстанавливалось и количество гемоглобина, уменьшившееся на 40% при концентрации мономера Ю-4 г/г. Таким образом, нами было показано на примере контакта с клетками крови, что точное выполнение технологического режима "отмывки" полимера под спектрофотометрическим контролем гарантирует необходимые параметры биосовместимости. Отметим, что отсутствие спектрофотометрического контроля в неспецифической области поглощения (т = 200 - 210 им) привело к неудачным результатам при применении образцов поли-ГЭМА в 60-е годы.

Превращение поли-ГЭМА образцов в модельных средах.

Для выяснения вклада каждого из компонентов организма в процессе превращения поли-ГЭМА были изучены синтезированные образцы эмболов в форме цилиндров с 60% по массе содержанием воды в условиях in vitro при 37, 60, 80 и 100°С в воде и фосфатном буфере при рН 7.4. Через определенные промежутки времени образцы извлекали, сушили до постоянной массы при 50°С под вакуумом. Было установлено, что образцы полигидрогеля устойчивы к процессам гидролиза под действием воды и солей.

Для изучения превращений полигидрогеля при контакте с тканями организма образцы материала были имплантированы в подкожную клетчатку кроликов. Через определенные сроки образцы извлекали, освобождали от ткани организма: сначала механически, а затем погружением в 1% раствор активного гидролитического фермента пепсина при 37°С на одни сутки, после чего образцы высушивали до постоянной массы при 50°С в вакууме. Предварительно было получено, что такая обработка не оказывает воздействия на гидрогель.

На рис. 14 представлена зависимость потери массы полигидрогеля в подкожной клетчатке кролика от времени имплантации, максимальная длительность которой составляет 3 года. В первые месяцы имплантации наблюдается уменьшение массы до 5 - 7%, затем устанавливается стационарная скорость.

Время,сутки

Рис. 14. Зависимость потери массы гидрогеля в подкожной клетчатке кролика от времени имплантации.

(

Для того, чтобы установить, какие реальные процессы соответствуют участкам кинетической кривой (рис. 15). были проведены модельные эксперименты по сорбции (при 37°С) мономера с концентрацией 2.5x105 г/г и последующей десорбции при 37, 60 и 80°С, а также десорбции при тех же температурах (после предварительного насыщения образцов гидрогеля в безводном мономере, рис. 16).

Рис. 15. Кривые сорбции мономера из водного раствора концентрации 2.5х10 5 г/г

Рис. 16. Кинетические кривые десорбции мономера при 37, 60, 80 и 100°С.

На рис. 15 видно, что мономер десорбирует очень медленно даже при высокой температуре по сравнению со временем сорбции. Кривые десорбции можно условно разделить на два участка по скорости выхода мономера: в течение первых суток процесс протекает с заметной скоростью, и второй, когда процесс замедляется, особенно при 37°С, не достигая полного равновесия.

Из данных рис. 16 следует, что десорбция мономера протекает с различными скоростями при различных температурах, при этом при всех температурах достигается равновесие. Можно считать, что десорбируется практически весь мономер и разницу в предельном значении сорбции можно объяснить скорее не температурным фактором, а различными значениями сорбции за счет неравномерности пор гидрогеля по размерам.

Кривые десорбции мономера обрабатывались по уравнению диффузии:

_2Ч

Щи

= I -

8

гехр

2

(19)

где Ш| и т» - количество мономера, сорбированного гидрогелем толщиной I в момент времени I и в состоянии сорбированного равновесия, соответственно. Полученные значения коэффициентов диффузии приведены в таблице 12.

Таблица 12

Значения коэффициентов диффузии (О) и энергии активации диффузии (Е) мономера в полигидрогеле.

Температура, °С

37 60 80 100

П, смУс

Е, ккал/моль

вода, ОхЮ8 мономер, ОхЮ7 вода мономер

2.6 2.2 3.6 3.2

6.6

6.4

8.5 9.0

1.6

2.4

Сравнение коэффициентов диффузии показывает, что: -значения коэффициентов диффузии мономера 10-' - 10 8 см2/с имеют порядок, аналогичный диффузионным коэффициентам низкомолекулярных веществ в гидрогелях;

—значения коэффициентов диффузии при десорбции мономера практически совпадают со значениями коэффициентов диффузии после синтеза при длительном контакте гидрогеля с водой; —значения коэффициентов диффузии в случае десорбции из безводного мономера

на порядок выше значения коэффициентов диффузии из водного раствора; —энергия активации процесса десорбции мономера из гидрогеля как после синтеза, так и после специального насыщения имеет величину 2 ± 0.2 ккал/моль, что соответствует процессам диффузионного характера, в то время как процессы деструкции характеризуются значениями энергии активации на порядки выше.

Следовательно, под действием воды основным процессом, влияющим на уменьшение массы гидрогеля, является десорбция низкомолекулярных веществ.

Спектрофотометрический анализ продуктов взаимодействия гидрогеля с водой показал, что максимум поглощения в ультрафиолетовой области совпадает со значениями X ~ 220 нм для водных растворов мономера. Таким образом, начальный участок кривой потери массы (рис. 14) обусловлен десорбцией низкомолекулярных веществ, в основном мономера, что составляло от 1 до 10%. Наибольший интерес представляет второй участок кривой. Известно, что полиметилметакрилаты, к классу которых относится

полигидроксиэтилметакрилат, устойчивы к гидролизу. Что касается солей, то эксперименты по взаимодействию гидрогеля с фосфатными ионами при рН 7.4 за те же сроки инкубирования показали, что фосфат-ионы ингибируют процесс десорбции, как это было показано в опытах in vitro. Остается предположить, что на дальних сроках имплантации вклад в потерю массы вносят специфические высокомолекулярные активные факторы организма. Этот вклад составляет ~ 20% за 3 года.

Подводя итоги экспериментам с поли-ГЭМА, следует сказать, что гидрогель на основе полигидроксиэтилметакрилата является полимером, медленно изменяющим свои свойства в организме.

Однако, при инфицировании тканей, контактирующих с гидрогелем, в полимере начинают протекать процессы деструкции. В первой серии опытов стандартные образцы поли-ГЭМА инкубировали до 1 года во взвеси бактериальной культуры (Pseudomonus aeruginosa), выделенной из раневой жидкости от ожоговой травмы, затем после инкубации определяли прочность

образцов на сжатие, изменение массы и накопление низкомолекулярных веществ. На рис. 17 представлены кинетические кривые потери массы образцов и накопления низкомолекулярных веществ в образцах в процессе их инкубации в бактериальной среде. В этих опытах было получено, что при сохранении целостности образца в полимере имеют место процессы разрушения поперечных сшивок трехмерного полимера, что проявляется в ухудшении упругих свойств полимерных образцов (рис. 18).

Время, сутки

Рис. 17. Кинетические кривые зависимости потери массы (1) и накопления низкомолекуляриых продуктов (2) от времени инкубации поли-ГЭМА при 37°С. й , кг/™а

1000

50 100

Деформация, %

Рис. 18. Кривые одноосного сжатия полигидроксиэтилметакрилатного гидрогеля: 1 - до имплантации; 2 - после инкубации в бактериальной культуре (1 год); 3 - после имплантации в подкожную клетчатку крыс с инфекцией (1 месяц).

Во второй серии опытов стандартные образцы гидрогеля были имплантированы в подкожную клетчатку крыс при одновременном заражении места локализации образца бактериальной (инфекционной) культурой в концентрации 10® микробных клеток, моделирующей так называемую ситуацию генерализованной инфекции. Длительность эксперимента - до 1 месяца.

Деформационные кривые сжатия характеризуются длительным начальным участком, соответствующим деформации образца поли-ГЭМА за счет выхода воды из микро- и макропор, за которым начинается участок, обусловленный упругим сжатием матрицы полимера." При нагрузке в 40 - 50 кг начинается необратимое деформационное разрушение полимера за счет разрыва "сшивок". Эти три характерных участка деформационной кривой идентичны для всех образцов гидрогеля, инкубированных в течение одного года во взвеси бактериальных культур, выделенных из различных инфекционных источников.

Для образцов гидрогеля, имплантированных в подкожную клетчатку крыс с одновременным инфицированием места имплантации, наблюдали резкое изменение физико-механических "характеристик гидрогеля после 3-х суток: образцы теряли целостность и упугие свойства.

Методами сорбции и десорбции белков была обнаружена способность полигидрогелей избирательно и необратимо сорбировать на поверхности и в

объеме плазменные белки, в первую очередь гемоглобин (рис. 19).

5,0

¡■2,5

< сорбция с десорбция

//

у 0 40

12

24

Время, часа

Рис. 19. Кинетика сорбции-десорбции гемоглобина и миоглобина поли-ГЭМА при 37°С.

Биологически-активные эмболизируюшие средства на основе поли-ГЭМА.

Для усиления положительного эффекта действия эмболизирующих средств в форме сферических частиц, как например, повышение скорости тромбообразования (придание рентгеноконтрасгности или дополнительного лечебного действия), проводили модификацию двумя методами: сорбцией веществ из водных растворов в случае водорастворимых реагентов и химической иммобилизацией веществ через активирование соответствующих химических связей в полимере.

Введение тромбина.

Для надежного и быстрого тромбообразования при острых процессах . кровотечения необходимо получать тромбосодержащий поли-ГЭМА. Сорбцию тромбина проводили погружением частиц в физиологический раствор тромбина (10 мг/мл) при 10° в течение 1 суток. Набухшие частицы поли-ГЭМА погружали в дистиллированную воду и определяли выход тромбина спектрометрически в течение 7 дней и находили оптимальную концентрацию. Ковалентную иммобилизацию тромбина проводили на набухших в диоксане и обработанных 4-нитрофенилхлороформиатом в течение 4 часов при комнатной температуре полигидрогелевых сферических частицах. Затем полимер фильтровали, промывали диоксаном и погружали в тромбиновый раствор в боратном буфере при рН 8.2 при 5°С в течение 2 часов.

Показатель тромбообразования - тромбиновое время (сек) для сферических частиц представлен в таблице 13:

Таблица 13

Материал, модификация

Тромбиновое время, сек

Сферическая частица с сорбированным тромбином

Сферическая частица с иммоболизированным тромбином Частица без тромбина Тромбообразующий контрольный тест-материал Донорская кровь

9± 1

6±1

14±2 23 ±3

25 - 30

5

Связывание тромбина протекает по следующей схеме:

~СН2—¿Н~ + С1—Ü—О

¿ООСН2СН2ОН

N02-

-НС1

СН3

~СН2—¿Н~ О

¿ООСН2СН2—О—Ü-0

no2

H2N—©

- ио-<Р)—no2

СН3

—-»- ~сн2—¿н~ о

¿оосн2сн2—о—ё-ш-ф

Существенное уменьшение тромбинового времени относительно контроля и донорской крови свидетельствует о положительном эффекте образцов с имболизированным тромбином.

Выводы.

1. В диссертации поставлена и решена проблема создания основ теории деструкции полимеров под действием биофакторов на основе изучения кинетических закономерностей и механизма деструкции основных классов полимеров (полиолефинов, полиэфиров, полиамидов и эластомеров), используемых в качестве имплантатов, позволяющая прогнозировать их стойкость в условиях in vivo.

2. Разработана обобщающая модель деструкции в биологической среде живого организма в результате выявления основных деструктирующих факторов и их действия на каждый класс полимерных материалов.

3. На примере распада быстрорассасывающихся в организме полигликолида и его сополимера полиглактина впервые представлен весь процесс распада в модельных условиях (in vitro эксперименты) в виде так называемого "кинетического атласа", описывающего процесс деструкции в условиях in vivo на основе балансового уравнения.

+

4. На основании полученных результатов создана система тестовых модельных сред, позволяющая качественно и количественно оценивать поведение изделия на полимерной основе в живом организме с учетом места его локализации (имплантации),

5. Выявлен механизм отклонений от общих закономерностей биодеструкции в результате действия патологических факторов организма (например, инфекция). Показана определяющая роль рН среды, окружающей имплантат, на тип распада полимера.

6. Предложен единый механизм действия биологической среды эндогенного органйзменного и экзогенного воздействия микроорганизмов (через продукты жизнедеятельности) на СПМ. Его суть заключается в распада доступных и нестойких химических связей под действием одних и тех же деструктирующих факторов среды: вода, соли, кислоты, щелочи, ферменты токсины.

7. Установлено, что биоповреждение полимерных материалов в условиях воздействия микроорганизмов представляет собой многостадийный процесс. Он начинается с отдельной клетки микроорганизма с последующей стадией биообрастания (накопление биомассы). Биодеструкция, с которой в мировой практике принято изучать биоповреждение СПМ, завершает этот процесс и протекает по законам химической деструкции вследствие действия низко- и высокомолекулярных продуктов жизнедеятельности микроорганизмов. Каждая из этих стадий биопроцесса характеризуется набором кинетических параметров, связывающих свойства подложки (полимерного материала), внешней стенки клеток и природы микроорганизмов, а также условий окружающей среды.

8. Показано, что адгезионное взаимодействие микроорганизмов коррелирует с изменениями в химическом составе клеточной стенк^икроскопического гриба, при этом доминирующую роль в усилении адгезионного взаимодействия играет увеличение концентрации гидрофильных белковых компонент в приповерхностном слое клетки, а гидрофобность внешней стенки определяет наличие фосфолипидов. При оценке роста биомассы установлено, что биообрастание полимера определяется степенью гидрофильности-гидрофобности полимера.

Показано, что развитие микроскопических грибов на полимерах и питательных средах, в том числе содержащих биоциды (биостабилизаторы), определяются одним и тем же кинетическим уравнением, параметры которого носят определенный физический смысл.

9. Предложен единый механизм действия биофакторов как эндогенного, так и экзогенного характера, который подтверждается обобщенными кинетическими уравнениями в безразмерных координатях для макроскопических параметров -потери массы, прочности для различных полимеров медицинского и технического назначения в нормальных или патологических условиях, в присутствии или отсутствии ингибиторов роста.

10.Определен набор кинетических параметров, от полноты которго зависит точность прогноза "времени жизни" или биостойкости полимерного материала. Взаимозависимость этих параметров определяет общую их биостойкость в конкретных условиях воздействия Среды.

11.На основе использования трехмерного водонабухающего полигидроксиэтил-метакрилата (поли-ГЭМА) впервые разработана и внедрена в биомедицинскую практику серия полимерных изделий. Выявлены основные закономерности протекания физико-химических процессов, характеризующих взаимодействие агрессивных факторов на границе раздела фаз, разработаны способы управления ими путем изменения структуры и свойств поверхностей. На основании полученных параметров взаимодействия, определяющих скорости протекания процессов сорбции, адсорбции, десорбции, деструкции, предлагаются приемы прогнозирования сроков сохранения функциональных свойств имплантируемого материала на основе поли-ГЭМА. Установлена роль остаточного мономера для биосовместимости поли-ГЭМА. Получена его оптимальная концентрация для эмболизации - Ю-5 г/г.

12.Полученные результаты позволили создать количественную теорию биодеструкции, обнаружить ее специфические факторы и внедрить в практику эксплуатации полимеров в технике и медицинской практике (клинические испытания) следующие практические рекомендации (совместно с Институтом хирургии им. А.В.Вишневского РАМН и Институтом макромолекулярной химии Республики Чехия):

а) На основании поли-ГЭМА:

- кровеостонавливающее средство или эмболизирующее средство (эмболы) не- и рентгеноконтрастнос, с различными лекарственными наполнителями тромбогенного, противоопухолевого, антивоспалительного

, характера различных форм, размеров соответственно месту введения для различных органов; проведено в различных клиниках более 200%пераций;

- объемные имплантаты, заменяющие мышечную ткань или корректи-

рующие ее дефекты;

сорбирующие средства и повязки, преимущественно с лекарственными добавками;

- технология получения поли-ГЭМА марки "медицински чистый", б) Практические рекомендации по обнаружению и определению природы микробиологических отложений на полимерных изделиях спецтехники; способ оценки эффективности биоцидов, предназначенных для продления сроков хранения и службы изделий спецтехники на основе СПМ; полигидрогелевая подложка жля оценки роста биомассы водонерастворимых биоцидов.

13.Создана основа для формирования дисциплины биомедицинского материаловедения на основе теоретических и прикладных результатов по изучению кинетических аспектов биодеструкции полимерных материалов.

Изобретения и рационализаторские предложения по теме диссертации:

1. Средство для эмболизации сосудов при ангидисплазии. - A.C. № 1403416, выданное 31.03.1987 (соавт. А.А.Адамян, В.Н.Дан, Н.В.Тростенюк, Б.Н.Варава, О.С.Воронкова).

2. Способ стерилизации эндопротезов. - A.C. № 1534798, выданное 08.09.1989 (соавт. А.А.Адамян, К.А.Трошкин, Н.В.Тростенюк, О.С.Воронкова, Н.В.Парфенова).

3. Способ оценки биостойкости полимерных материалов к воздействию микроскопических грибов. - A.C. № 1331268, выданное 15.04.1987 (соавт. С.А.Семенов, А.А.Герасименко, Ю.В.Моисеев, С.Н.Миронова, А.А.Малама).

4. Подложка для микробиологических исследований. - A.C. № 1281591 от 08.09.1986 (соавт. А.А.Герасименко, Б.А.Чепенко, А.А.Рыжков, С.А.Семенов, Ю.В.Моисеев, С.Н.Миронова, А.А.Малама).

5. Способ определения грибостойкости полимеров. - A.C. № 1462998 от 01.11.1988 (соавт. С.А.Семенов, А.А.Рыжков, А.А.Герасименко, Ю.В.Моисеев).

6. Фунгистатик для защиты поверхностей металлов и покрытий. - A.C. № 1350855 от 08.07.1987 (соавт. С.А.Семенов, А.А.Рыжков, Б.А.Чепенко, Ю.В.Моисеев, А.А.Герасименко).

7. Способ подготовки образца для исследования взаимовлияния процессов старения и биоповреждений полимерных материалов. - A.C. № 1526392 от 01.08.1989 (соавт. С.А.Семенов, А.А.Рыжков, А.А.Герасименко, Ю.В.Моисеев).'

8. Способ нанесения водорастворимого биоцида на поверхность гидрогелевой подложки. - А.С. № 1577364 от 08.03.1990 (соавт. Х.Н.Фидлер, О.А.Хачатурова, Ю.В.Моисеев, С.А.Семенов).

9. Способ устранения косметического дефекта после радикальной мастэктомии. -С.А. № 1494266 от 15.03.1989 (соавт. М.И.Кузин, А.А.Адамян, В.И.Пронин, О.С.Воронкова, Н.В.Парфенова, П.Лопоур).

Ю.Эндопротез мягких тканей. - А.С. № 1806694 от 10.10.1992 (соавт. А.А.Адамян, Н.В.Тростенюк, З.С.Нуркеева, Г.А.Мун; ).

11.Способ получения рентгеноконтрастного средства. - А.С. № 1824197 от 12.10.1992 (соавт. Ю.В.Моисеев, М.И.Кузин, А.А.Адамян, Д.Д.Горак, М.Металова).

12.Эндопротез молочной железы. - А.С. № 1504839 от 10.05.1989 (соавт. М.И.Кузин, А.А.Адамян, Н.В.Парфенова).

13.The method of preparation of hydrogels with X-ray contrast properties/ - Szech.

"Patent Appl. No. 231700,1984 (D.Horak, F.Swezc, T.Daurova).

Основные результаты диссертации опубликованы в следующих работах:

1. K.Z.Gumargalieva, G.E.Zaikov, Yu.V.Moiseev, Materials and the Environment, in book New Approaches to Polymer Materials. Ed. G.E.Zaikov, Nova Sci. Publish. Inc., New York, 1996(1-24).

2. Ю.Гумаргалиева, Г.Е.Заиков, Ю.В.Моисеев, Макрокинетические аспекты биосовместимости и биодеградируемости полимеров, Успехи Химии. 1994, 63, № 10,905-921.

3. N.V.Trosteniuk, K.Z.Gumargalieva and G.E.Zaikov, Macrokinetics of the Degradation of Polyesterurethane in Model Biological Media, Polymer and Polymer Composites. 1995,3, No. 6,415-419.

4. K.Z.Gumargalieva, Yu.V.Moiseev, T.T.Daurova, O.S.Voronkova and I.B.Rozanova, Polycaproamide Degradation in Rabbits and in Several Model Media, Biomaterials. 1980,1,No. 10,214-216. '

5. K.Z.Gumargalieva, O.V.Shipunova, G.E.Zaikov, B.AJubanov and S.A.Moshkevitch, Biodégradation of Polymer Compounds Based on Cross-linked Dextrans, Polymer Degradation and Stability. 1996, 51, 57-65.

6. К.З.Гумаргалиева, Г.Е.Заиков, Ю.М.Моисеев, Биоповреждение полимерных материалов. Обобщенные кинетические данные, Химическая физика. 1995, И, № 10,29-38.

7. К.З.Гумаргалиева, И.Г.Калинина, Г.Е.Заиков, С.А.Семенов, А.И.Рыжков, Деструкция полимеров под действием биологических сред. Кинетический метод оценки эффективности биоцидов, Химическая физика. 1996, J5, № 10, 55-67.

8. K.Z.Gumargalieva, G.E.Zaikov, Biodamaging of Polymeric Materials, Oxidation

, Commun.. 1996, 19,No. 3,439-459.

9. К.З.Гумаргалиева, Ю.В.Моисеев, Т.Т.Даурова, Количественные основы биосовместимости и биодеградируемости полимеров, ЦБНТИ, обз. инф.. серия Промышл. мед. стекла и пластических масс. 1981,№2,1-53.

10.K.Z.Gumargalieva, G.E.Zaikov, Yu.V.Moiseev and T.T.Daurova, Physico-Chemical Criteria for Estimating the Efficiency og Burn Dressings, Intern. J. Polvm. Mater.. 1995,33, No. 1-2, 199-234.

11 .Yu.V.Moiseev, T.T.Daurova, O.S.Voronkova, K.Z.Gumargalieva and L.G.Privalova, The Cpecificity of Polymer Degradation in the Living Body. J. Polvm. Sd., Polymer Symp., 1979,66,269-276.

12.D.Horak, V.Svec, J.Kalal, K.Gumargalieva, A.Adamyan, N.Skuba, M.Titova and N.Trostenjuk, Hydrogels in Endovascular Embolization. I. Spherical Particles of Poly(2-hydroxyethy!methacrylate) and Their Medico-Biological Properties, Biomaterials. 1986.7. No. 5.188-192.

13.D.Horak, F.Svec, J.Kalal, A.Adamjan, Yu.Volynstii, O.Voronkova, L.Kokov and K.Gumargalieva, Hydrogels in Endovascular Embolization. II. Clinical Use of Spherical Particles, Biomaterials. 1986, 7, No. 6,467-470.

И.Карпухина С.Я., Гумаргалиева K.3., Даурова T.T., Миронова В.А., Ферментативная деструкция полигликолида, Высокомол. соед.. 1983, ХХУБ. 3, 209-212.

15.Привапова Л.Г., Даурова Т.Т., Воронкова О.С., Гумаргалиева К.З., Заиков Г.Е., Моисеев Ю.В., Разумова Л.Л., Макрокинетика деструкции нитей. полигликолида в водных растворах электролитов, Высокомол. соед.. 1980, XXIIA.№ 1,1891-1899.

16.Воронкова О.С., Даурова Т.Т., Моисеев Ю.В., Гумаргалиева К.З., Высокомол. соед.. 1982, XXIVA. № 7,1412-1417.

17. Л.Л.Разумова, Т.Т.Даурова, А.А.Веретенников, Л.Г.Привалова, . К.З.Гумаргалиева, О.С.Воронкова, Рентгенодифракционные исследования

деструкции шовных нитей на основе полигликолида в живом организме и модельных средах, Полимеры в медицине. 1979, IX. № 2,119-124. ,

18.Yu.V.Moiseev, T.T.Daurova, O.S.Voronkova, K.Z.Gumargalieva, L.G.Privalova, Summaries of Lectures and Contributions of 17th Prague Microsvmposium Medical Polymers: Chemical Problems (Prague CSSR), August 15-18, 1977, 27.

19.K.Z.Gumargalieva and G.E.Zaikov, Biodeterioration of Polymeric Materials, Polymer Degradation and Stability. 1995,48,411-417.

20.K.Z.Gumargalieva, I.G.Kalinina, S.N.Mironova and G.E.Zaikov, Micro-Organism Adhesion to Polymer Surfaces and Its Role in Biodégradation, Polymer and Polymer Composites. 1995,3, No. 4, 304-312.

21.И.В.Казначеев, К.З.Гумаргалиева, Ю.В.Моисеев, С.Н.Миронова, Вероятностный характер адгезии конидий Aspergillus niger к поверхностям полимеров, Микробиологический журнал. 1989, 51, № 5, 39-44.

22.И.В.Казначеев, К.З.Гумаргалиева, Ю.В.Моисеев, С.Н.Миронова, Изменение уровня адгезии материалов в зависимости от состава клеточной стенки и возраста культуры, Микробиологический журнал. 1989. il, № 6,63-67.

23.И.В.Казначеев, К.З.Гумаргалиева, С.Н.Миронова, Ю.В.Моисеев, Адгезия различных микроскопических грибов к гидрофобным и гидрофильным материалам. Микробиологический журнал.1988. 50. №6,68-70.

24.И.В.Казначеев, К.З.Гумаргалиева, Ю.В.Моисеев, Адгезия конидий Aspergillus niger к различным полимерным поверхностям, ДАН СССР. 1986, 291, № 5, 12411244.

25.К.З.Гумаргалиева, Ю.В.Моисеев, Н.В.Тростенюк, О.С.Воронина, Макрокинетика превращения гидрогеля на основе гидроксиэтилметакрилата в организме. Экспресс информ. ЦБНТИ Медпром. 1983, №4,6-13.

26.D.Horak, M.Metalova, F.Svec, J.Drobnik, J.Kalal, M.Borovcka, A.Adamjan, O.S.Voronkova, K.Z.Gumargalieva, Hydrogels in Endovascular Embolization. III. Radiopaque Spherical Particles, their Preparation and Properties, Biomaterials. 1987, 8, No. 2,142-145.

27.С.Н.Миронова, А.А.Малама, Т.В.Филимонова, Ю.В.Моисеев, К.З.Гумаргалиева, С.А.Семенов, В.П.Миронов, Л.Е.Грушевич, Кинетика роста микроскопических грибов на поверхности полимерных материалов, ДАН БССР. 1985, XXIX. № 6. 558-560.

28.ЕЗКС, Фунгицидный метод определения эффективности, ГОСТ 9.803-88, 28 стр. Авторы: Х.Н.Фиддер, Ю.В.Моисеев, С.А.Семенов, Э.Г.Африкян, К.З.Гумаргалиева, и др.

29.A.A.Adamyan, K.Z.Gumargalieva.I.A.Grishina, N.V.Trostenjuk and P.Lopour, Macrokinetic Degradation of the Poly(2-hydroxyethy!methacrylate) Gels in Vitro, in Vivo-Studies, Polymers in Medicine and Biology. 26th Microsymposium, Prague, July, 1984, Suppl., P92.

30.К.З.Гумаргалиева, С.А.Мошкевич, А.А.Адамян, Н.В.Тростенюк, Н.В.Парфенова, Гдрогель из полигидроксиэтилметакрилата как основа для создания лечебных средств в хирургии, Тезисы докладов VIII Всесоюзного Симпозиума "Синтетические полимеры медицинского назначения", Киев, 2-6 октября, 1989.

31 .К.З.Гумаргалиева, Ю.В.Моисеев, Проблемы биостойкости полимерных материалов, Тезисы I симпозиума АН социалистических стран "Деструкция и стабилизация полимеров". 10-14 октября, 1988, Москва.

32.К.З.Гумаргалиева, О.В.Шипунова, С.А.Мошкевич, О биодеструкции полимерных препаратов на основе сшитых декстранов, Тезисы VIII конференции по старению и стабилизации полимеров, 10-13 октября, 1989, Душанбе.

33.К.З.Гумаргалиева, А.АРыжков, С.А.Семенов, С.Н.Миронова, Определение эффективности биоцидов, Тезисы докладов 7-го Всесоюзного семинара по стандартизации средств и методов защиты от ■ коррозии, старения и биоповреждения, стр. 80-84,24-28 сентября, 1989, Москва.

34.D.Horak, F.Svec, A.Adamjan, M.Titova, N.Trostenjuk , К. Gumargalieva, Haemostatic Activity of Ethamsylate and Aminocaproic Acid Adsorbed Poly(2-hydroxyethyl methacrylate) Particles, Biomaterials. 1992,13, No. 8, 521-526.

35.D.Horak, F.Svec, A.Adamjan, M.Titova, N.Trostenjuk , K.Gumargalieva, Poly(2-hydroxyethyl methacrylate) with Intestified Haemostatic Activity as a New Embolic Material, Biomaterials. 1992, Д, No. 8,527-535.

36.D.Horak, F.Svec, J.Kalal, A.Adamjan, M.Titova, V.tian, K.Gumargalieva, Biologically Active Thrombin-containing Hydrogels Based on Poly(2-hydroxyethyl

■ methacrylate) for Endovascular Occlusion, Polymers in Medicine. 1991. XXI. No. 12,31-41.

37.K.Z.Gumargalieva, I.G.Kalinina, G.E.Zaikov, S.A.Semenov and A.I.Ryzhkov, Degradation of Polymers by Biological Media. A Kinetic Method for Estimating the Efficiency of Biocides. Chem. Phvs. Reports. 1996,15, No. 10,1463-1476.

38.D.Horak, F.Swec, A.Adamjan, M.Titova, N.Trostenjuk, K.Gumargalieva, Hydrogels in Endovascular Embolization V. Antitumor Agent Methotrexate-Containing Poly(HEMA), Biomaterials. 1992,13, No. 6, 360-366.

39.D.Horak, F.Swec, J.Kalal, A.Adamjan, L.Kokov and K.Gumrgalieva, Poly(2-hydroxyethyl methacrylate) Beads for the Preoperative Endovascular Occlusion of Branches of the Hepatic Artery in Focal Alterations in the Liver, J. Clinical Materials. 1990,6,287-297.

40.А.А.Адамян, К.З.Гумаргалиева, О.С.Воронкова, П.Лопоур, Эмболы из гидрогеля - эффективное лечебное средство в эндоваскулярной хирургии, Тезисы международной конференции по ангиологии и сосудистой хирургии. 1992, Москва, 124-126.

41.В.Н.Дан, А.А.Адамян, М.И.Титова, О.С.Воронкова, К.З.Гумаргалиева, Использование гидрогелей на основе полигидроксиэтилметакрилата для эндоваскулярной окклюзии, Труды конференции "Актуальные вопросы организации профилактики и хирургического лечения болезней магистральных сосудов", 20-22 марта, 1985, Москва.

42.С.С.Григоров, Т.А.Тимофеева, О.В.Костылева, К.З.Гумаргалиева, Н.В.Тростенюк, Применение синхронных кардиостимуляторов с изоляционным покрытием при миопотенциальном ингибировании, Кардиологоя. 1989, 29, № 10, 100-102.

43.K.Z.Gumargalieva, I.G.Kalinina, S.M.Mironova and G.E.Zaikov, Biodégradation of Polymers and Adhesion Properties of Microorganism Cells, Polymer Degradation and Stability. 1995, 47, 363-368.

44.К.З.Гумаргалиева, С.А.Семенов, Ю.В.Моисеев, Тезисы XV Всесоюзной конференции "Старение и стабилизация полимеров", г. Уфа, 1983, 100.

45.К.З.Гумаргалиева, С.А.Семенов, А.И.Рыжков, Кинетика роста микроскопических грибов в различных условиях культивирования, в том числе на полимерных материалах, в книге "Тезисы VII съезда Всесоюзного микробиологического общества", г. Алма-Ата, 1985, 4, 35.

46.K.Z.Gumargalieva and G.E.Zaikov, Biocides: New Frontiers, Intern. J. Polymer Mater.. 1997, 35, No. 1-4, 25-37.

47.K.Z.Gumargalieva, Quantitative Foundations of Polymer Biocompatibility, In: Polymers in Medicine. Ed. G.E.Zaikov, Nova Science Publ., New York, 1997,14-29.

48.K.Z.Gumargalieva and G.E.Zaikov, Biodamaging of Polymeric Materials, In: Polymers in Medicine. Ed. G.E.Zaikov, Nova Science Publ., New York, 1997, 35-47.

49.G.E.Zaikov and K.Z.Gumargalieva, Stabilization of Polymers from the Influence of Biological Media. Kinetic Method of Biocide Efficiency Estimation, In: Polymers in Medicine. Ed. G.E.Zaikov, Nova Science Pub!., New York, 1997,59-64.

50.K.Z.Gumargalieva, O.V.Shipunova, S.A.Mashkevich, Biodégradation of Polymer Compounds Based on Cross-Linked Dextranes, In: Polymers in Medicine. Ed. G.E.Zaikov, Nova Science Publ., New York, 1997,65-75.

51.N.V.Trostenjuk, K.Z.Gumargalieva, Hydrolytic Resistance of Avcqtan and Biomer, In: Polymers in Medicine. Ed. G.E.Zaikov, Nova Science Publ., New York, 1997, 9399.

52.К.З.Гумаргалиева, Е.Е.Даурова, Н.В.Тростенюк, С.И.Митрофанова, К вопросу о механических свойствах имплантированного гидрогеля, Тезисы III Всесоюзной конференции по проблемам биомеханики. 1983, 20-22 апреля, г.

53.К.З.Гумаргалиева, А.А.Адамян, О.С.Воронина, Физико-химические основы применения полигидроксиэтилметакрилата для сосудистой эмболизации, Summaries of the Second National Conference "Biomaterials-90". November 5?7, 1990,11-13.

54.Е.П.Мухин, К.З.Гумаргалиева, Ю.В.Моисеев, Н.В.Парфенова, Применение бактерицидных повязок из гидрогеля, Тезисы докладов I Всесоюзной конференции "Современные подходы к разработке эффективных повязочных средств и шовных материалов", г.Москва, 21-22 ноября 1989.

55.К.З.Гумаргалиева, Определение эффективности биоцидов, Тезисы докладов Всесоюзного совещания "Биоповреждение и защита материалов биоцидами", г.Свердловск, сентябрь 1985. *

56.D.Horak, F.Swec, A.Adamjan, M.Titova, N.Skuba, V.Dan, K.Gumargalieva and V.Timochina, Hydrogels in Endovascular Embolization^ IV. Effect of Radiopaque Spherical Particles on the Living Tissue. Biomaterials. 1988,9, 367-371.

Юрмала.