Введение

Мочеточниковые стенты устанавливают для поддержания проходимости мочеточника и устойчивого оттока мочи после лечения таких патологий, как недержание мочи, мочекаменная болезнь и др. [1]. Применение мочеточниковых стентов является неотъемлемой частью современной урологии и позволяет значительно повысить эффективность лечения и снизить время пребывания пациентов в стационаре [2]. Несмотря на востребованность таких стентов, можно выделить ряд проблем в современной технологии стентирования мочеточника. Во-первых, зачастую наблюдается инкрустация изделия, установленного в мочеточник. Кроме того, недостатком существующих изделий, которые производят преимущественно из полиуретана или силикона, является необходимость проведения повторной процедуры для удаления изделия. Процедура удаления стента является трудоемкой для уролога, а также дополнительной болезненной процедурой для пациента [3—5]. Часто пациенты не обращаются в назначенный срок для проведения процедуры, что в конечном итоге обусловливает проблему «забытого стента», которая может приводить к осложнениям и необходимости оперативного вмешательства через месяцы или годы. В связи с этим, актуальной задачей является разработка мочеточниковых стентов нового поколения, которые облают свойством биодеградации на безопасные продукты и поэтому не требуют проведения повторной процедуры для удаления. На тему современного состояния проблемы создания биоразлагаемых мочеточниковых стентов нашим коллективом недавно был опубликован подробный обзор [6]. Вкратце, можно выделить следующие биодеградируемые материалы, которые были опробованы для изготовления мочеточниковых стентов: сложные полиэфиры, полигидроксиалканоаты, желатин, биоразлагаемый полиуретан, а также сплавы магния. Однако ни один из предложенных материалов не демонстрировал нужного набора свойств для создания эффективного и безопасного стента и на сегодняшний день коммерчески доступные биодеградируемые мочеточниковые стенты на рынке отсутствуют. Поэтому целью настоящей работы было создание прототипа биодеградируемого мочеточникого стента на основе специально разработанного полимера поли(L-лактид-со-ε-капролактона) и проведение его испытаний.

Материалы и методы

Для изготовления прототипа мочеточникового стента методом полимеризации с раскрытием цикла был синтезирован биоразлагаемый полимер поли(L-лактид-со-ε-капролактон) со средневесовой молекулярной массой 130 кДа. Комплексом методов исследования установлено, что остаточное содержание влаги, органических растворителей и остаточных металлов в полученном полимере не превышало уровней, установленных стандартами ASTM для применения данных материалов в медицине.

Получение прототипов стента проводили с помощью поршневого экструдера (объем 10 мл). Для этого полимер плавили при температуре 130—140 °C и продавливали через фильеру диаметром 1 мм со скоростью 20 мм/мин. Полученный прототип стента в виде прутка имел диаметр 1,1±0,1 мм. Для дальнейших исследований пруток разрезали на фрагменты длиной 15 см.

Для исследования гидролитической деградации образцов их погружали в искусственную мочу и инкубировали при температуре 37,0±0,3 °C на в течение 3-х месяцев. Периодически образцы извлекали и анализировали их вес, морфологию, физико-механические характеристики и молекулярную массу. Характеристики использованной искусственной мочи были определены с помощью анализатора мочи FUS-2000, DIRUI. По основным показателям они соответствовали нормальной моче.

Механические испытания образцов на одноосное растяжение проводили на испытательной машине Инстрон 5965 на фрагментах прутков длиной 50 мм при комнатной температуре и скорости деформирования 10 мм/мин.

Для исследования цитотоксичности материалов в 12-луночный планшет вносили фрагменты материалов разного размера с максимальной площадью покрытия не более 30%. Затем в каждую лунку добавляли 400 тыс. клеток аденокарциномы яичника в 1 мл полной культуральной среды RPMI. Клетки культивировали в течение 24 и 72 ч, после чего проводили анализ образцов с помощью оптического микроскопа.

Стерилизацию изделий проводили методом газовой (этиленоксидной) стерилизации на приборе 3M Steri-Vac GS5 при температуре 38 °C, время аэрации 3 ч.

Результаты и обсуждение

Для изготовления прототипов биодеградируемых мочеточниковых стентов был синтезирован биосовместимый биоразлагаемый полимер L-лактид-со-ε-капролактон), структурная формула полимера представлена на рис. 1. Полимеры на основе лактида и ε-капролактона уже длительное время применяются для изготовления различных видов имплантатов и являются удобным и семейством биоразлагаемых алифатических полиэфиров, свойства которых можно настраивать путем изменения соотношения лактида и ε-капролактона в сополимере [7, 8]. Прототипы мочеточниковых стентов для дальнейших исследований получали в виде прутков диаметром 1,1 мм. Такая форма была выбрана поскольку (а) такие образцы имеют стандартизированные размеры для проведения испытаний физико-механических свойств при одноосном растяжении, и (б) по толщине и длине они близки к разрабатываемым мочеточниковым стентам.

Рис. 1. Структурная формула биоразлагаемого полимера поли(L-лактид-со-ε-капролактона), использованного для изготовления прототипа мочеточникового стента

Анализ физико-механических характеристик материала проводили в испытаниях на одноосное растяжение. Кривая деформирования, представленная на рис. 2 показывает, что при деформациях до 5—10% материал характеризуется упругим поведением (модуль Юнга 86±10 МПа), а при более высоких значениях деформации демонстрирует пластичное поведение и при этом до разрыва растягивается более, чем в 6 раз. Прочность исходного материала составляет 11±1 МПа. Таким образом, по своим механическим характеристикам материал довольно близок к полиуретану, который используется большинством производителей мочеточниковых стентов.

Рис. 2. Кривая одноосного деформирования разработанного прототипа стента

Для создания эффективного биодеградируемого мочеточникового стента необходимо контролировать скорость деградации изделия таким образом, чтобы оно сохраняло достаточный уровень прочности и выполняло свою функцию в течение минимум нескольких недель. После этого стент должен разложиться на безопасные продукты, которые выводятся с мочой. Для исследования динамики изменения характеристик образцов в процессе деградации провели эксперимент в среде искусственной мочи. На рис. 3 представлены зависимости веса (рис. 3 а) и средневесовой молекулярной массы (рис. 3 б) образцов материала при разном времени инкубирования. Из рис. 3 б видно, что молекулярная масса полимера снижается вследствие гидролиза сложноэфирных связей в его структуре. За 14 дней наблюдалось молекулярная масса полимера снизилась в 2 раза, а через 1 месяц после начала эксперимента — на 70 %. Вес образца в первые 35—40 дней при этом снизился незначительно (рис. 3 а). Через 50 дней наблюдалась фрагментация образца и значительная потеря веса, что свидетельствует о завершении основного этапа деградации, когда полимерные цепи разрушены до такой степени, что структура материала теряет свою целостность. Снижение веса происходит вследствие образования низкомолекулярных продуктов деградации (молочная кислота и ее олигомеры), которые являются водорастворимыми и поэтому вымываются из образца. Проведенные исследования показывают, что деградация материала начинается с первых дней инкубирования, а срок полной деградации можно оценить примерно в 3 мес.

Рис. 3. Графики зависимости веса образцов (а) и средневесовой молекулярной массы полимера (б) в процессе инкубирования в среде искусственной мочи при 37 ºC

Несмотря на резкое снижение молекулярной массы, прочность материала сохраняется на высоком уровне в течение, как минимум, 14 дней инкубирования, что показывает график, представленный на рис. 4. В первые дни деградации наблюдается возрастанием прочности, что может быть связано с частичной кристаллизацией полимерных цепей в процессе инкубирования. Таким образом, можно заключить, что полученный материал на основе поли(L-лактид-со-ε-капрлактона) сможет обеспечивать поддержание просвета мочеточника в течение примерно 1 месяца, после чего наступит заключительный этап деградации, сопровождающийся разрушением изделия.

Рис. 4. Зависимость прочности прототипа мочеточникового стента от времени гидролитической деградации

Исследование возможной цитотоксичности материала проводили in vitro на модельной линии клеток. Перед исследованием образцы подвергали газовой стерилизации окисью этилена при температуре 38 °C. Важно, что после стерилизации форма и размер изделий, а также молекулярная масса полимера не изменялись, то есть данный метод подходит для стерилизации изделий из поли(L-лактид-со-ε-капролактона). Из микрофотографий, представленных на рис. 5, можно заключить, что рост клеток образцами не подавляется, каких-либо неоднородностей на границе образца и клеток также не обнаружено. Таким образом, разработанный полимерный материал не является цитотоксичным.

Рис. 5. Оптические микрофотографии клеток, культивированных на образцах материала в течение 24 ч (а) и 72 ч (б)

Заключение

Разработанные прототипы биодеградируемого мочеточникового стента на основе поли(L-лактид-со-ε-капролактона) демонстрируют физико-механические характеристики, близкие к применяемым в настоящее время неразлагаемым полиуретановым стентам. Исследование гидролитической деградации позволило установить, что время сохранения прочности изделием составляет не менее 2 нед, а срок полной резорбции можно оценить в 3 мес. На следующем этапе работ предложенный материал будет использован для получения экспериментальных образцов стентов трубчатой формы для исследований на животных.

Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.