01.08.2015

Основы создания биосовместимых и биостойких полимерных имплантатов (обзор) [НАЧАЛО]

Скачать в формате PDF

УДК 621.762:616-089.843-77


Поступила 26.12.2014 г.


ОСНОВЫ СОЗДАНИЯ БИОСОВМЕСТИМЫХ И БИОСТОЙКИХ ПОЛИМЕРНЫХ ИМПЛАНТАТОВ

(ОБЗОР) 

В.М. треушников, заместитель директора; 

Е.А. Викторова, заместитель директора 


Научно-производственное предприятие «Репер-НН», 603079, Н. Новгород, Московское шоссе, 85 


Изложены основные теоретические аспекты изготовления биосовместимых и биостойких имплантатов. Обзор отражает главным образом опыт исследований нашей группы. Продемонстрировано, что под биосовместимыми имплантатами следует понимать не только те, которые не отторгаются организмом, но и те, которые дополнительно не капсулируются в организме.


Изготовление их должно происходить по одностадийной схеме методом фронтальной фотополимеризации с предельно малой глубиной фронта реакции, чтобы исключить дефектообразование в полимере. Кроме того, требуется дополнительная операция, приводящая к гибели в полимере концевых свободных макрорадикалов и лабильных продуктов.


Для изготовления имплантатов используют фотополимеризующиеся композиции, приводящие к образованию гидрофобных пространственно-сшитых полимеров, в которых время корреляции вращательного движения парамагнитного зонда 2,2,6,6-тетраметил-4-оксипиперидин-1-оксила приблизительно равно 610-10 с.


Выполнение этих условий предполагает использование способных к полимеризации по радикальному механизму композиций на основе олигомеров (олигоэфирметакрилатов, олигокарбонатметакрилатов, олигоуренатметакрилатов и др.).


Не подходят для изготовления биосовместимых и биостойких имплантатов композиции, в которых время корреляции используемого зонда как меньше, так и значительно больше указанного значения.


При выполнении этих условий от свойств применяемых олигомер-мономерных смесей больше зависят физикомеханические свойства имплантатов, чем их биосовместимость и биостойкость. Отсутствие капсулирования имплантатов определяется составом исходной композиции, естественно, при условии, что указанные выше требования выполнены. В биостойких и биосовместимых имплантатах полимер может быть только оптически прозрачным, но обратное не обязательно. 


Ключевые слова: биосовместимость; биостабильность; биодеградация; полимерный имплантат; радикальная полимеризация; растворение полимеров; мономер; олигомер. 

Principles of Manufacturing Biocompatible and biostable Polymer Implants 

(Review) 


V.M. Treushnikov, Deputy Director; 
Е.А. Viktorova, Deputy Director 


Research and Production Enterprise “Reper-NN”, 85 Moskovskoe Shosse, Nizhny Novgorod, 603079, Russian Federation 


The review concerns the basic theoretical aspects of manufacturing biocompatible and biostable implants and represents, mainly, the experience of our research team. Biocompatible implants have been shown to be understood to mean both: those, which are not rejected by the body as well as those, which are not capsulated in the body. They are to be fabricated according to one-stage frontal photopolymerization with extreme low reaction front to avoid defect formation in a polymer. Moreover, an additional unstable stage is required to result in the death of end free macroradicals and labile products in a polymer. For implant fabrication we used photopolimerizable compositions resulting in the formation of hydrophobic spatially cross-linked polymers, their correlation time of spinning motion of a paramagnetic probe of 2,2,6,6-tetramethyl-4-oxypiperidine-1-oxide approximately being 610-10 s. The fulfillment of these conditions means the use of radically polymerizable oligomer-based compositions (oligoester methacrylates, oligocarbonate methacrylates, oligourethane methacrylates, etc.). Compositions having lower or higher correlation time of the specified probe are not appropriate for the fabrication of biocompatible and biostable implants. The characteristics of oligomer-monomer compounds have a greater effect on physicochemical properties of implants rather than on their biocompatibility and biostability. No implant incapsulation is determined by the initial composition formulation provided that the mentioned conditions are fulfilled. A polymer in biostable and biocompatible implants can be only optically transparent, though the converse is not necessary. 


Key words: biocompatibility; biostability; biodegradation; polymer implant; radical polymerization; polymer lysis; monomer; oligomer. 


Для контактов: Викторова Елена Александровна, е-mail: reper-nn@mail.ru 

Полимерные имплантаты находят все более широкое применение в медицине. Сейчас невозможно представить офтальмохирургию без интраокулярных линз [130], склероплантов [31-36], интрастромальных и внутрикапсульных колец [37-53], глаукоматозных дренажей и шунтов [54-64]; нейрохирургию — без твердых мозговых оболочек [65-73]; ненатяжную пластику в хирургии грыж брюшной стенки — без специальных полимерных сеток [74-87]; челюстно-лицевую хирургию, ортопедическую хирургию, нейрохирургию — без специальных полимерных пластин, восстанавливающих или заменяющих кость [88-96], и т.д. Использование полимеров в медицине могло бы быть еще более широким, если бы в полной мере была решена проблема их биосовместимости и биостойкости. 


Полимеры, применяемые в медицине, можно разделить на две большие группы: биодеградируемые (рассасывающиеся) и нерассасывающиеся [97-103]. Биодеградируемые полимеры по определению не могут быть биостойкими — при их деструкции, скорее всего, образуются низкомолекулярные соединения, которые организм принимает за «свои»: они участвуют в метаболических процессах или есть механизм их выведения. Например, для производства некоторых имплантатов используют полимолочную кислоту, при гидролизе которой образуется молочная кислота, представляющая собой естественный метаболит цикла Кребса [101].


Для создания биодеградируемых имплантатов широкое применение находят полимеры как выделенные из растений и животных, так и синтетические, например полиэфиры цианакриловой и гидрокси-карбоновых кислот и многие другие [101]. Имплантаты из этих полимеров вполне могут быть биосовместимыми, но не биостойкими. В нашем обзоре основное внимание уделено созданию имплантатов, из которых не должно быть никаких выделений (биостабильных). Конечно, мы не можем игнорировать биодеградируемые полимеры. И те, и другие хороши для решения своих задач: для изготовления шовных нитей, скорее всего, лучше подходят биодеградируемые полимеры, например на основе полигликолевой кислоты [101], тогда как при изготовлении интраокулярных линз (ИОЛ) применение таких полимеров исключено. Для производства этих изделий лучше использовать биостабильные полимеры [104]. 


При получении имплантатов следует учитывать не только тип полимера, из которого они должны быть выполнены, но также и способ их изготовления. Полимерные имплантаты, как правило, представляют собой разнообразные 3D-конструкции, имеющие различную архитектуру и морфологию. Например, ИОЛ часто представляют собой двояковыпуклые линзы с опорными элементами (гаптикой), выполненные из оп-тически-прозрачного полимера [8, 11, 13, 17-20, 28]; твердые мозговые оболочки — разного рода мембраны или пленки, несущие на себе различной геометрии рельефные рисунки [68, 69, 73]; глаукоматозные микрошунты и дренажи — пористые или перфорированные пленки, различного рода трубки, другие допустимые конструкции, предназначенные для отвода глазной жидкости из задней камеры в кровеносные сосуды [5463, 105], и т.д. 


Известны две принципиально разные схемы изготовления полимерных имплантатов: традиционная двухстадийная, когда сначала синтезируют полимер, а затем из него формируют всеми возможными способами полимерное изделие, и одностадийная, когда одновременно (во время одной стадии) синтезируют и полимер, и изделие [104, 106]. По традиционной двухстадийной схеме при формировании изделий широко используют термопрессование, литье под давлением, механическую обработку, электроспиннинг [107-112], формирование на фильерах полимерных нитей и волокон и плетение из них изделий [113, 114], вымывание различных кристаллов из наполненных ими полимеров [115], сверхкритические флюидные технологии [116122] и т.п. 


В обзоре преимущественно рассмотрена одностадийная схема получения полимерных имплантатов. В какой-то степени это обусловлено тем, что изготовление по данной схеме практически не отражено в литературе. Такое отношение объясняется тем, что до последнего времени доминирует отрицательное отношение к одностадийной схеме изготовления полимерных изделий. Она считается малоперспективной, фактически не пригодной при получении прецизионных и оптически-прозрачных полимерных изделий. Основными непреодолимыми препятствиями при получении таких изделий по одностадийной схеме считают усадку реакционной среды и тепловыделение при любом методе синтеза полимеров.


Такие явления имеют к изготовлению полимерных изделий по этой схеме самое непосредственное отношение, поскольку одностадийная схема предполагает использование не полимеров, а мономеров определенного типа. От усадки реакционной массы и тепловыделения при полимеризации практически всех мономеров нельзя избавиться, однако есть возможность проводить формирование полимерных изделий так, чтобы исключить отрицательное действие этих явлений на качество получаемых изделий. Основные требования к мономерам и условиям синтеза фактически не полимеров, а полимерных изделий рассмотрены ниже. 


Далеко не случайно при изготовлении изделий по одностадийной схеме для инициирования реакции полимеризации используют свет. Потоком света можно управлять, его можно направить на те участки, где должен образоваться полимер, и наоборот, предпринять все усилия, чтобы он не проникал туда, где полимер должен отсутствовать. На современном этапе одностадийная схема изготовления полимерных изделий непосредственно связана с фотохимией, фотополимеризацией, фотолитографией, однако управление темновыми реакциями в пространстве пока не представляется возможным.


В связи с этим для данного промежутка времени характерна разработка различных способов изготовления полимерных имплантатов методами фотолитографии. Модификация этих способов направлена на получение трехмерных изделий, а не плоских (двумерных) [123-125]. Маловероятно, что будет создан один, универсальный способ изготовления полимерных имплантатов по одностадийной схеме. Он должен учитывать, что архитектура имплантатов и их геометрические размеры будут сильно отличаться в зависимости от того, в какие ткани они должны имплантироваться и какое пространство занимать. Создание способов изготовления имплантатов разных форм и размеров по одностадийной схеме, где свет становится основным «инструментом», находится только в начале пути. Не исключено, что в будущем при изготовлении имплантатов будут применять не только свет, но и другие виды излучения (рентгеновское, электронное и др.). 


Развитие тканевой инженерии, предполагающей использование заданной формы полимерных каркасов (скаффолдов), способных играть роль зародышей образования новой ткани вместо поврежденной или неправильно функционирующей, предъявляет ряд новых требований к имплантатам. Теперь только их архитектуру и отсутствие каких-либо выделений из них нельзя считать достаточными требованиями. Имплантаты не только не должны отторгаться организмом, но и не должны изолироваться от окружающих тканей. Можно сказать, что тканевая инженерия существенно меняет понятие биосовместимости [101, 126]. Имплантаты (каркасы) должны достаточно прочно присоединять биологические клетки строго определенного типа (т.е. обладать довольно высокой адгезией), не должны препятствовать их делению (размножению) и, наоборот, должны препятствовать присоединению и размножению клеток других типов (т.е. стимулировать селективно рост только заданных тканей) [126]. 


Есть две точки зрения на то, какие свойства необходимы для скаффолдов: культивирование клеток может происходить in vitro (вне организма) и только потом имплантироваться в поврежденные ткани [127, 128], или сразу такие каркасы должны внедряться в организм, где они станут выступать в качестве зародыша роста и развития утраченной ткани. Полагаем, что первая точка зрения не лишена недостатков. Главный вопрос в том, как быть с основной реакцией любого организма на временное или постоянное проникновение всякого инородного предмета в его ткани, приводящей к образованию соединительной ткани вокруг этого предмета или раны (капсулированию). Конечно, капсулирование не приводит к отторжению имплантатов, но может вызвать нежелательное изолирование их от окружающей среды. Такое изолирование, в частности, происходит в случае имплантации глаукоматозных дренажей и приводит к прекращению выполнения предназначенной им функции [129]. Капсулирование сводит на нет все предполагаемые положительные эффекты от внедрения таких имплантатов. В связи с этим возникает вопрос: какими свойствами должен обладать имплантат, чтобы организм не воспринимал его как инородное тело? Ответ не может быть получен без знаний механизма присоединения клеток к имплантатам. 


Обычно считают, что адгезия клеток к имплантатам определяется либо электростатическими, либо какими-то специфическими взаимодействиями, в случае которых для сцепления есть специальные фрагменты, подходящие друг к другу как ключ к замку [101, 130]. Можно допустить, что в случае специфических взаимодействий присоединение клеток к имплантату опредяляется возможностью образования водородных связей. Реализации специфических взаимодействий достигают тем, что на поверхности полимерных каркасов иммобилизуют биологически активные молекулы и присоединяют к ним пептиды [101, 102]. Наличие электростатических взаимодействий может быть объяснено тем, что на клеточных мембранах есть так называемый потенциал покоя — разность потенциалов между протоплазмой клетки и ее внешней средой. Разность потенциалов происходит из-за того, что проницаемость клеточных мембран различна для разных ионов и существует активный транспорт через нее избранных ионов, в результате чего на внутренней поверхности мембраны сконцентрирован отрицательный заряд, а на внешней — положительный. Это позволяет допустить, что присоединение клетки к имплантату будет происходить, если поверхность последнего заряжена положительно. При таких механизмах присоединения клеток к имплантатам вполне реален их рост и превращение в ткани in vitro, но маловероятно, что такое возможно in vivo. Эти механизмы не решают проблемы капсулирования. 


Показанные механизмы сцепления клеток с имплантатами не единственны. Сцепление возможно и по типу образования биологических мембран. Основу всех биологических мембран (матрикса) составляет двойной слой из липидов, обычно фосфолипидов. Молекулы фосфолипидов имеют гидрофильную головку и гидрофобные концы (линейные цепочки, состоящие из 8-18 фрагментов СН2). С термодинамической точки зрения в воде энергетически наиболее выгодным состоянием этих молекул будет такое, когда они образуют двойной слой, в котором гидрофобные концы находятся в центральной зоне и направлены друг к другу, а гидрофильные головки располагаются на периферии слоя и обращены к окружающей среде (воде). Такая структура характерна только в водных растворах. В неполярных растворителях все наоборот — тоже двойной слой, но внутри гидрофильные концы, а гидрофобные — на периферии. Это свидетельствует о том, что при образовании каких-либо структур важно не столько наличие взаимодействий, а общее значение энергии конкретной системы в заданной среде — нельзя игнорировать окружающую среду. В связи с этим следует ожидать присоединения клеток к тем имплантатам, на поверхности которых есть слой из предельных углеводородов той же длины, что и в биомембранах (на поверхности скаффолда должен быть разновысотный «лес», построенный из предельных линейных углеводородов). Если такие скаффолды разместить в водных питательных средах или в тканях живого организма, то на их поверхности сначала будут адсорбироваться липиды с образованием структуры, соответствующей матриксу мембраны, а затем слой белков, к которому и становится возможным прикрепление клеток. 


Нужно сказать, что эти представления согласуются с экспериментом [131]. К каркасам, изготовленным по одностадийной схеме, довольно прочно прикрепляются прогениторные клетки, они способствуют их диф-ференцировке, стимулируют рост (в итоге образуется нервная ткань, способная к выполнению предназначенных ей функций). Полимерные имплантаты (каркасы) с такими свойствами препятствуют и капсулированию — состояние мозга крысы после введения туда такого имплантата сохранялось неизменным в течение года. Это также легко объяснить. Биологические молекулы в основном должны находиться не в свободном состоянии, а в связанном — входящими в состав каких-либо стуктур, например биомембран. Можно предположить, что образование соединительной ткани вызывают некоторые молекулы, находящиеся в свободном состоянии (скорее всего, они сигнализируют о необходимости образования соединительной ткани). Проникновение чужеродного предмета в ткани всегда связано с разрушением клеток и появлением биомолекул в свободном состоянии. К выключению сигнализации о проникновении в организм чужеродного предмета приводит обратный процесс — переход молекул из свободного состояния в связанное. Такой процесс должен происходить при имплантации указанных выше имплантатов за счет адгезии к поверхности сначала липидов, потом белков, а далее и других молекул. 


Имплантаты с указанными выше свойствами в организме приобретают почти такое же покрытие, что и у окружающих их клеток. По химическому составу такие покрытия могут не отличаться от биомембран, но между внутренней и внешней сторонами поверхности имплантата отсутствует потенциал покоя, характерный для «живых» клеток. Пока это все, что можно сделать. Воспроизвести активный транспорт ионов пока нет возможностей. Однако есть уверенность в том, что потенциал покоя не способствует адгезии клеток к имплантату в той степени, как указано в работе [101]. Наиболее верный путь к созданию биостабильных имплантатов, по нашему мнению, — это тот, который указан в работе [131]. 


Полагаем, что вышеизложенного достаточно, чтобы сделать вывод о перспективности одностадийных процессов при формировании имплантатов. С помощью литографических методов возможно изготовление имплантатов не только любой сложности, но и с размерами, характерными для клеточных образований. Примером этому может служить микроэлектроника, существование которой трудно представить без литографических процессов. Эти процессы найдут еще более широкое применение при изготовлении полимерных имплантатов, если будут учтены основные закономерности фотополимеризации олигомеров и мономеров, рассмотренные ниже. 


Считаем, что создание биосовместимых и биостойких имплантатов невозможно без учета явлений остановки химических реакций и нивелировки реакционной способности, возникающих при переходах от низковязких сред к высоковязким [132-135], и достижения равновесной плотности упаковки макромолекул в имплантатах. Теория этих явлений изложена в работе [134]. 


Суть теории заключается в том, что эффективные константы скоростей бимолекулярных реакций в конденсированных средах равны произведениям констант скоростей реакций к1 на величины клеточного эффекта Ркл, при этом механизм таких реакций описывается одной из двух схем: 


В ходе реакции реагенты сначала попадают в пределы одной клетки, из которой через активированное состояние переходят в сторону образования конечных продуктов. Нижняя схема отличается от верхней только тем, что переход из активированного состояния в сторону продуктов реакции происходит не в результате процесса, характеризуемого константой скорости реакции k3, а в результате диффузионного движения (обозначено двойной стрелкой), характеризуемого коэффициентом диффузии D.


Это различие имеет принципиальное значение. Дело в том, что плотность распределения вероятностей обнаружения продуктов реакции в первом случае определяется показательной функцией следующего типа (корректно только для процессов Пуассона): 



тогда как во втором — из решений уравнения Фоккера-Планка (не соответствуют требованиям, предъявляемым к процессам Пуассона).


Наиболее простым вариантом представления плотности распределения вероятностей обнаружения продуктов реакции в данном случае является функция [136]: 



где z — расстояние, которое должны преодолеть реагенты в сторону конечных продуктов реакции, чтобы выйти из клетки. Использование обыкновенных дифференциальных уравнений (в кинетике — закона действия масс) возможно только при описании процессов Пуассона.


В связи с этим величины клеточного эффекта (Рклф для приведенных выше схем определим следующими интегралами [137-140]: 



Представленные кривые плотности распределения вероятностей, определяемые уравнениями (1) и (2), а также зависимости величины клеточного эффекта от параметра 8, определяемые уравнениями (3) и (4), показывают (рис. 1), насколько сильно они могут отличаться друг от друга при смене одной плотности распределения вероятностей на другую.


Легко представить, что будет происходить при уменьшении параметра 8. Уменьшение его при постоянной температуре может быть обусловлено увеличением вязкости среды либо увеличением молекулярных размеров и структуры реагентов. При больших значениях 8 величины клеточного эффекта определяются верхней кривой (этого требует классическая кинетическая теория), при малых значениях — нижней кривой. В окрестности каких-то значений 8 должен происходить переход с верхней кривой на нижнюю.


На рис. 1 представлена также предполагаемая зависимость величины клеточного эффекта от параметра 8.


Рис. 1. Плотности распределения вероятностей (Рв), определяемые уравнениями (1) и (2) — а; зависимости величины клеточного эффекта от параметра 8, определяемые уравнениями (3) и (4) — б; предполагаемая зависимость клеточного эффекта от параметра 8 — в


Поскольку наблюдаемые константы скоростей химических реакций равны произведениям куРкпф®, то такие переходы должны сопровождаться резким замедлением хода реакций (кажущейся остановкой реакции). Перенос реакций из низковязких сред в высоковязкие (точнее, при уменьшении подвижности реагентов) должен приводить к падениям скоростей химических реакций, равным отклонениям одной кривой зависимости Ркл.эф(8) от другой [134].


Можно сказать, что данный подход снимает противоречия между химической кинетикой и той, которая имеет место в живых системах. В живых системах химические процессы проходят в изотермических условиях, в связи с чем по существу химическая кинетика не может предложить способы управления этими реакциями. Совсем иначе обстоит дело в случае применения уравнения (4) и кривых, представленных на рис. 1, которые декларируют зависимость констант скоростей реакций от подвижности реагентов, без чего, в частности, нельзя обойтись при анализе факторов, влияющих на скорости химических реакций в биологических системах.


Явление нивелировки реакционной способности следует связать с тем, что с увеличением вязкости среды в первую очередь останавливаются быстропротекающие реакции, а потом — более медленные, но переходы к диффузионным движениям в случае быстрых реакций происходят при меньших значениях параметра 8, чем в случае медленных реакций. Последнее, в частности, следует из того, что явление нивелировки реакционной способности в высоковязких средах предполагает приблизительное равенство произведения к1*Ркл.эф(8) (чем больше k1, тем меньше Ркл.эф).


Теперь следует сказать, что должно происходить при получении полимеров методом радикальной полимеризации. Отличительной особенностью реакции полимеризации от многих других является рост вязкости среды по мере хода реакции (увеличения степени конверсии мономера). Поскольку самой быстрой стадией в реакции полимеризации по радикальному механизму являются реакции обрыва цепи, то остановка именно этих реакций и должна происходить в первую очередь.


Остановка этой стадии должна приводить по существу к безобрывной полимеризации, результатом которой должно стать прекращение гибели концевых макрорадикалов в результате реакций рекомбинации и диспропорционирования. Дальнейшее увеличение вязкости реакционной среды неизбежно должно приводить и к остановке реакций роста цепи полимеризации — это проявляется в том, что часть мономера остается неизрасходованной (свободной). В ряде случаев можно уменьшить содержание в полимере свободного мономера, вводя дополнительные операции — нагрев полимера после полимеризации (уменьшение вязкости среды за счет увеличения температуры) или временное введение в полимер инертного растворителя (уменьшение вязкости среды за счет пластификации) [141]. Такие методы хорошо известны, и нет смысла их далее рассматривать. 


Определим следствия этих явлений применительно к реакциям полимеризации, которые должны выполняться при любых условиях. Известно, что скорость реакции полимеризации (Упол) равна [142] 



где v и у — скорость инициирования и средняя длина кинетической цепи полимеризации. Если реакция полимеризации проходит в стационарном режиме (как правило, считают, что именно этот режим и характерен для полимеризации по радикальному механизму), то справедливы соотношения [143, 144]: 



где kp и k0 — константы скоростей реакций роста и обрыва цепей полимеризации (предполагают, что скорость образования свободных радикалов в стационарном режиме равна скорости гибели макрорадикалов в результате реакций рекомбинации и диспропорционирования). 


Используя соотношения (1)-(6), приходим к следующим следствиям: 


1) действие факторов, приводящих к уменьшению подвижности реагентов, в первую очередь должно вызывать остановку реакций обрыва цепи полимеризации (k„«0), что неизбежно должно приводить к аномально большой скорости полимеризации (Уполяю при неизменном значении kp); 


2) дальнейшее уменьшение подвижности реагентов должно приводить к уменьшению величины kp (остановке реакций роста цепи полимеризации и уменьшению скорости полимеризации), но при этом скорость полимеризации должна быть пропорциональна скорости инициирования цепи полимеризации в первой степени, а не в степени, равной 1/2 (средняя длина кинетической цепи полимеризации не зависит от скорости инициирования); 


3) изменение констант скоростей реакций k0 и kp от подвижности соответствующих реагентов происходит по типу критических явлений, положение которых зависит только от параметра 8. 


Проявление этих следствий можно рассматривать как указание на протекание безобрывной радикальной полимеризации. О возможности протекания безобрывной полимеризации прежде всего свидетельствует так называемый гель-эффект (эффект Тромсдорфа, который приводит к увеличению скорости полимеризации при больших степенях конверсии мономера — не менее чем на два порядка по сравнению с первоначальной, что согласуется с остановкой реакций обрыва цепи полимеризации в результате реакций рекомбинации и диспропорционирования) [143, 144].


Он наблюдается при полимеризации почти всех низковязких мономеров (метилметакрилат, бутилметакрилат, метакриловая кислота и др.). При полимеризации этих мономеров всегда происходит самоускорение реакции в конце хода реакции (при достижении определенной вязкости).


Кинетические кривые фотополимеризации в случае таких мономеров состоят из четырех участков: индукционного периода; стационарного режима протекания реакции — здесь выполняются закономерности, описываемые уравнениями (6); безобрывной полимеризации — отсутствие обрыва цепи в результате реакций рекомбинации и диспропорционирования не исключает обрыв цепи в результате других реакций, например «захвата» свободных радикалов образующимся полимером; завершающей стадии (рис. 2). 


Рис. 2. Типичная кинетическая кривая зависимости степени полимеризации низковязких мономеров от времени 


Одно из основных допущений связано с тем, что следствие 3 допускает приготовление композиций с такой исходной вязкостью; при их полимеризации отсутствует стационарный режим протекания реакции, соответственно и самоускорение в конце хода реакции — безобрывная полимеризация начинается сразу после завершения индукционного периода (рис. 3).



Рис. 3. Идеальная кинетическая кривая зависимости степени полимеризации мономеров от времени для реализации фронтальной фотополимеризации


В случае этих композиций скорость полимеризации должна быть аномально большой (полимеризацию можно провести в течение нескольких минут и даже секунд, а не в течение многих часов) и линейно зависеть от скорости инициирования цепи полимеризации. Такие композиции были получены при замене низковязких мономеров на олигомеры (различные олигоэфирметакрилаты, олигокарбонатметакрилаты, олигоуретанметакрилаты и другие, представленные в работах [145, 146]).


Поэтому на сформулированный в работе [147] вопрос, почему эти олигомеры полимеризуются с аномально высокой скоростью, несмотря на то, что их реакционная способность не больше, чем у обычных мономеров, с точки зрения изложенного выше ответом будет служить — это протекание реакции по безобрывному механизму (следствие остановки реакций обрыва цепи полимеризации). Необходимо учесть, что безобрывный механизм полимеризации предполагает образование концевых макрорадикалов в полимере. Это не единственный их механизм образования. Индукционный период связан с наличием в реакционной смеси высокоэффективного ингибитора радикальной полимеризации.


Доказано, что существует так называемая псевдоживая радикальная полимеризация [144, 148]. Ее происхождение связывают с тем, что комплекс концевого макрорадикала с ингибитором неустойчив и способен к распаду:



причем обратим внимание — с образованием концевого свободного макрорадикала. Образование концевых макрорадикалов также может происходить при резании полимеров [149, 150], что неизбежно в ходе изготовления полимерных имплантатов по двухстадийной схеме.


Приведем некоторые результаты наших исследований, которые иллюстрируют основные особенности проявления указанных выше следствий. Все полимеры и изделия из полимеров получали фотополимеризацией.


Использование фотополимеризации оправдано следующим:
1) процесс можно проводить при любой температуре при условиях, приближенных к изотермическим;
2) скорость инициирования полимеризации в данном случае равна произведению ея-С0-Е0, что допускает ее изменение путем варьирования интенсивности света (Е0) (С0 и ех — концентрация и молекулярный коэффициент поглощения света при длине волны X фотоинициатора в композиции);
3) изменение скорости инициирования не затрагивает изменений констант скоростей реакций роста и обрыва цепи полимеризации.


Во всех композициях в качестве фотоинициатора использовали 4,4-диметилфенилацетофенон.


При фотополимеризации олигокарбонатметакрилата марки ОКМ-2 (скорость полимеризации пропорциональна интенсивности света в первой степени) образуется твердый полимер с температурой стеклования около 90°С, в котором сохраняются концевые макрорадикалы при комнатной температуре в течение ~10 сут, спектр электронно-парамагнитного резонанса (ЭПР) которых показан на рис. 4 (типичен для всех концевых макрорадикалов метакрилового ряда [149, 150]). Это свидетельствует о том, что есть композиции, при полимеризации которых образование свободных радикалов происходит, а гибели их нет. Можно сказать, что эти данные свидетельствуют о ходе безобрывной полимеризации.



Рис. 4. Спектр электронно-парамагнитного резонанса типичных концевых макрорадикалов при полимеризации олигокарбонатметакрилата марки ОКМ-2


Однако есть и композиции, в которых протекание безобрывной полимеризации не так очевидно. Это касается композиций, описанных в [151, 152], которые используют при получении упруго-эластичных интраокулярных линз (температура стеклования полимеров в случае этих композиций — не выше минус 40°С). После полимеризации этих композиций не удалось методом ЭПР зарегистрировать свободные радикалы.


Мы не думаем, что это противоречит предположению о безобрывной полимеризации. Основные следствия выполняются — имеем аномально большую скорость полимеризации, которая пропорциональна интенсивности света в первой степени. В этих композициях, по всей видимости, отсутствует гибель макрорадикалов в результате реакций рекомбинации и диспропорционирования, но сохраняется их гибель в результате более медленных реакций, которые конкурируют с реакциями обрыва цепи полимеризации (термоокислительная деструкция, миграция свободной валентности и другие). Это вероятно, поскольку в случае данных имплантатов жесткость полимеров значительно меньше, чем в случае имплантатов из ОКМ-2.


На рис. 5 приведена типичная зависимость скорости полимеризации олигоэфиракрилата марки ТГМ-3 в «матричном» полимере (сополимере бутилметакрилат-метакриловая кислота, состав которого указан в [153, 154]) от времени корреляции вращательного движения парамагнитного зонда (ПЗ). В качестве ПЗ использовали 2,2,6,6-тетраметил-4-оксипиперидин-1-оксил, разной подвижности реагентов в этих композициях достигали путем изменения содержания в них «матричного» полимера. Эта кривая имеет максимум при временах корреляции, приблизительно равных 6-10-10 с. Наличие максимума соответствует приведенным выше следствиям — в первую очередь останавливаются реакции обрыва цепи, а только потом реакции их роста.



Рис. 5. Зависимость скорости полимеризации (Vnon) олигоэфиракрилата марки ТГМ-3 в «матричном» полимере от времени корреляции (tk-10-10) вращательного движения парамагнитного зонда


Если в композициях с «матричным» полимером на кривых зависимости скорости полимеризации от времени корреляции ПЗ есть довольно острый максимум, то в композициях без «матричного» полимера максимум значительно шире (приготовляли разные по составу композиции, в которых времена корреляции ПЗ указаны на рис. 6). В олигомер-мономерных смесях скорость полимеризации также возрастает с увеличением вязкости (времени корреляции ПЗ), но достигает максимальных значений при временах корреляции ПЗ, равных не 610-10 с, а 0,510-10 с) (см. рис. 6).



Рис. 6. Зависимость скорости полимеризации Vnon от времени корреляции (v10-10) в жидких фотополимеризующих-ся композициях, составленных из различных олигомеров


Закономерно возникает вопрос, чем обусловлены столь большие отличия в кривых зависимости скорости полимеризации от подвижности реагентов в композициях с «матричным» полимером и без него? Если в композициях нет «матричного» полимера и время корреляции меньше 610-10 с, то полимеризация олигомеров идет преимущественно по микрогетерогенному механизму — сначала образуются «зерна» из полимера, а далее происходят их рост и слияние [146].


Образование «зерен» обусловлено тем, что олигомеры имеют две или более двойные связи, приводящие к образованию пространственно-сшитого полимера, который теряет способность растворяться в исходной смеси. Образование таких «зерен» означает не что иное, как локальное увеличение вязкости в реакционной среде, что неизбежно должно приводить в свою очередь к локальному изменению скорости полимеризации в этих областях. Предполагаем, что на поверхности «зерен» возникает слой, в котором вязкость такова, что полимеризация может проходить с аномально большой скоростью.


Разумно также предположить, что время корреляции ПЗ в таком слое равно 6-10-10 с (будем думать, что скорость полимеризации и подвижность реагентов в «зернах» зависят от удаленности их от центров, причем если подвижность реагентов монотонно падает при приближении к центрам, то зависимость скорости полимеризации от удаленности, так же, как и на рис. 5, имеет максимум). При временах, больших этого времени, идет гомогенная полимеризация [154]. По существу в олигомер-мономерных смесях идет срыв к полимеризации по микрогетерогенному механизму. Понятно, чтобы этот срыв происходил, необходима диффузия компонентов в смеси с достаточно большой скоростью. «Матричный» полимер в композициях выступает в роли своеобразного препятствия для диффузии реагентов в смеси.


Все это свидетельствует о том, что наибольшей скорости полимеризации можно достичь только при использовании композиций, в которых время корреляции ПЗ не менее 6-10-10 с, но в них неизбежно образование концевых радикалов. В тех системах, в которых затруднительна их регистрация методом ЭПР, следует считать, что эти радикалы без сомнения образуются, но успевают прореагировать и привести к образованию каких-то лабильных продуктов, а не рекомбинировать друг с другом. Наличие свободных радикалов и лабильных продуктов в полимере приводит к токсичности, связанной с выделением низкомолекулярных веществ в окружающие ткани.


Полагаем, что в таких системах основным процессом является растворение полимеров без стадии набухания (по неизвестному ранее механизму), обусловленное одновременным протеканием на границе раздела полимер-среда двух процессов — деполимеризации и полимеризации (рис. 7). Для хода этих процессов требуется наличие концевых макрорадикалов в полимере и свободных радикалов в среде. Свободные радикалы в окружающей полимер среде могут появляться в результате реакций подходящих соединений со свободными радикалами и лабильными продуктами в полимере. Заметим, что такой ход реакции разрешен с точки зрения термодинамики. Из вышеописанного однозначно следует, что наличие в полимерах свободных радикалов и лабильных продуктов может привести к токсическим реакциям.



Рис. 7. Схема предполагаемого механизма растворения полимеров в биологически активных жидкостях


Для исключения свободных радикалов и лабильных продуктов в имплантатах необходимо ввести дополнительную стадию их обработки. С этой целью рекомендуем использовать растворители, которые являются донорами водорода (содержащие третичный атом водорода — ДН, например изопропиловый спирт; они могут играть роль передатчиков цепи полимеризации, но не ингибиторов реакции полимеризации, чтобы исключить образование лабильных продуктов — ПХ). Суть дополнительной стадии состоит в проведении следующих реакций:



Эти реакции проводят в газовой или жидких фазах при температуре кипения растворителя. Низкомолекулярные продукты Х и Д-Д выводят из имплантатов, например путем экстрагирования. Следует отметить, что проведение такой стадии не вызывает каких-либо затруднений в случае пространственно-сшитых полимеров и позволяет практически полностью исключить выделение низкомолекулярных соединений из имплантатов (см. таблицу).


Оптическая плотность водного экстракта, приготовленного путем выдержки имплантатов в дистиллированной воде при температуре 37°С в течение 72 ч из расчета 10 мг/мл


Имплантаты, в которых молекулы полимера не образуют пространственно-сшитую структуру, могут частично растворяться при проведении указанной процедуры, что в итоге может приводить к запрету их использования.

Введение указанной выше стадии на какое-то время устраняет выделение веществ из имплантатов, но не решает вопроса их биостойкости. Понятно, что какие-то соединения из окружающей среды могут диффундировать в имплантаты и приводить к разрушению полимера, в связи с чем требуется если не полностью устранить это разрушение, то резко замедлить процесс. Теоретически такое возможно при использовании гидрофобных полимеров (исключающих набухание имплантатов в водных растворах).

Существует две равноценные теории, которые определяют коэффициенты диффузии соединений в средах — через энергетические параметры и величину свободного объема [155]:



где D — коэффициент диффузии; Vf — свободный объем; V+V — объем реакционной среды; ED — энергия активации диффузионного движения; D0 — предэкспоненциальный множитель; f — доля свободного объема; В — константа; R — газовая постоянная; Т — температура.


Обычно учитывают первое равенство, а не второе, но, к сожалению, первое равенство непосредственно не позволяет указать пути к решению поставленной проблемы. Из второго равенства однозначно следует, что решение существует, если изготовить полимеры, в которых доля свободного объема близка к нулю (f«0), по крайней мере, формально набухание в воде приводит к увеличению f, что позволяет однозначно отдать предпочтение гидрофобным полимерам, а не гидрофильным. Это тем более вероятно, что уменьшение D должно привести к уменьшению параметра 8 и, в конечном счете, к остановке почти всех реакций в полимере. В связи с этим возникает основной вопрос: каким должен быть способ изготовления имплантатов, чтобы в полимере была минимально возможная доля свободного объема?


Протекание реакции полимеризации приводит не только к образованию полимера, но и к образованию тепла и свободного объема:



Выделение тепла вызывает увеличение температуры среды и, соответственно, рост «беспорядка». Это условие предполагает проведение реакции полимеризации при возможно низких температурах, что оправдывает, в частности, переход к фотополимеризации. Свободный объем выделяется (образуется) при каждом акте присоединения мономера (олигомера) к макрорадикалу в виде квазичастиц с нулевой плотностью, которые являются основной причиной образования различного рода пустот в полимере, микрообластей с пониженной плотностью упаковки полимера и других дефектов. Разрушение полимеров начинается с дефектов [149], что делает необходимым исключение их образования в имплантатах в результате выделения свободного объема. Можно только гадать, какими бы свойствами обладал полимер, если бы в нем не было дефектов?


У квазичастиц свободного объема есть две возможности: либо в результате диффузии выйти к поверхности реакционной среды и исчезнуть (привести к усадке среды), либо остаться в полимере. В полимере они могут агрегироваться в дефекты, например путем их слияния. Времена выхода квазичастиц к поверхности реакционной среды в результате диффузии пропорциональны ее линейным размерам в квадрате, в связи с чем выход всех квазичастиц из реакционной среды возможен только в случае бесконечно тонких слоев.


Этот вывод был реализован при создании метода фронтальной фотополимеризации с предельно малой глубиной фронта реакции [105, 125, 156-158]. В отличие от известных методов проведения фронтальной фотополимеризации в этом случае конверсионный фронт распространяется не вдоль прохождения лучей света [125], а перпендикулярно им. В случае известных способов проведения фронтальной фотополимеризации исключено, что глубина фронта реакции может быть столь малой, чтобы все частицы свободного объема покинули полимер.


Окончание публикации

Метки: БИОСОВМЕСТИМОСТЬ, БИОСТАБИЛЬНОСТЬ, БИОДЕГРАДАЦИЯ, ПОЛИМЕРНЫЙ ИМПЛАНТАТ, РАДИКАЛЬНАЯ ПОЛИМЕРИЗАЦИЯ, РАСТВОРЕНИЕ ПОЛИМЕРОВ, МОНОМЕР, ОЛИГОМЕР, Общие вопросы регенерации костной ткани


Скачать в формате PDF


← Назад к списку