LPLA - poly(L-Lactide) - поли(L-лактид)

PGA - poly(glicolide) - поли(гликолид)

DLPLA - (DL-lactide) - (DL-лактид)

PDO - poly(dioxanone) - поли(диоксанон)

LDLPLA - poly(DL-lactide-co-glicolide) - поли(DL-лактид)

PGA-TMC - poly(gligolide-co-trimetilene carbonate) - PGA-TMC поли(гликолид-ко-гликолид)

PCL - poly(carbolactone) - PCL поли(карболактон)

со - ко - кополимер

Как известно, биодеградируемые полимеры могут быть природного происхождения либо синтетические. Синтетические материалы обладают, по сравнению с природными, значительными преимуществами. Так, они позволяют решить проблему непредсказуемых примесей, исключить опасность возникновения иммунных реакций организма-реципиента, они технологичны, предсказуемы по характеристикам и, как показал опыт предыдущих десятилетий, могут разрабатываться и совершенствоваться в соответствии с четко сформулированными медико-техническими требованиями [1].

В то же время следовало учитывать также и факторы, которые оказывают негативное влияние на биомеханические свойства синтетических полимеров. К таковым относятся выбор мономера, предполагаемое назначение конечного продукта, условия синтеза полимера и наличие аддитивов.

Биодеградация как промышленное явление связывается с разработкой и совершенствованием синтетических полимеров, которые имеют в своей основе гидролитически нестабильные связи. Наиболее частые функциональные группы относятся к эфирам, ангидридам, ортоэфирам и амидам.

Большинство коммерчески доступных синтетических биодеградируемых полимерных материалов представляют собой полиэфиры, образующие либо гомополимеры, либо кополимеры гликолевой либо молочной кислот. Кроме того, на рынке представлены и ряд других полимеров, которые нашли свое применение в медицинской практике.

Ниже мы остановимся на наиболее широко применяемых в медицинских целях синтетических полимерных биодеградируемых материалах.

Полигликолид - Poly(gligolide) (PGA). Простейший линейный алифатический сложный эфир. PGA использовался для производства первого полностью синтетического резорбируемого шовного материала, выпущенного на рынок в 1960-х под маркой Дексон (DEXON) [2, 3].

Мономер гликолида синтезируется посредством димеризации гликолевой кислоты. Это происходит в результате разрыва кольца при нагревании и катализе, в следствии чего образуется материал с высоким молекулярным весом и примерно 1-3% примесью остаточного мономера (рис. 1).

PGA представляет собой высоко кристаллизованное соединение (45-50%) с точкой плавления 220-225 °С и температурой перехода в стекловидное состояние порядка 35-40 °С [3]. Из-за высокой степени кристаллизации материал не растворим в большинстве органических растворителей за исключением растворителей, с большим содержанием фтора, таких как, например, изосупрафлюоропропанол.

Нити PGA очень прочные, однако в силу их малой гибкости их практическое использование ограничивается применением в качестве армирующих структур либо в оплетке.

Однако нити PGA в течение 2 нед теряют до 50% прочности и полностью резорбируются в течение 4 мес [3].

В связи с этим PGA кополимеризуют с другими мономерами для того, чтобы снизить их жесткость [4, 5].

Barber в обзоре, посвященном состоянию рынка материалов для ортопедических конструкций, указывал, что производители предлагают для этих целей лишь один вид материала из PLA [6].

Полилактид - Polylactide, PLA, представляет собой циклический димер молочной кислоты, который состоит из двух его оптических изомеров D и L. L-форма встречается в природе, а DL-лактид - это синтетический продукт, полученный из указанных 2 разновидностей полилактида. Полимеризация лактида подобна таковой гликолида (рис. 2).

Гомополимер L-Lactide (LLA) представляет собой полукристаллический полимер. PGA и LLA обладают высокой прочностью на разрыв и низкой эластичностью (высокий модуль упругости), что делает их комбинацию более подходящей для применения, чем аморфные по структуре соединения, в условиях, при которых изделия испытывают большие нагрузки, например в ортопедических фиксаторах, а также при использовании в качестве шовного материала.

Поли(L-лактид) представляет собой полимер с 37% кристалличностью, т.е. является преимущественно аморфным соединением, температура плавления составляет 175-178 °С, температура .перехода в стеклообразное состояние в пределах 60-65 °С [7]. Гомополимер этого соединения характеризуется длительными сроками биодеградации, порядка 2 лет [8].

В связи с этим были созданы кополимеры с L-лактатом или DL-лактидом. Этим достигалось нивелировка кристалличности L-лактида и ускорялся процесс биодеградации полимера [3, 9].

В обзоре F. Barber [6] приводятся 22 устройства для целей фиксации кости, включающих LLA.

Поли(ॉ-полилактокапролактона) (PCL). При развертывании колец в процессе полимеризации ॉ-полилактокапролактона (рис. 3)

2 лет. Кополимеры ॉ-полилактокапролактона с DL-лактидом обладают способностью к более быстрой деградации [10].

Кополимер поставлялся в блоках под названием MONOCRIL фирмой «Ethicon» [4, 5].

Поли(диоксанон) - сложноэфирное соединение. Структура и схема синтеза представлены на рис. 4.

Развертывание в процессе синтеза кольца Р-диоксанона позволило получить первый клинически испытанный монофиламентный синтетический шовный материал, известный как PDS фирмы «Ethicon».

Поли(диоксанон) не оказывает токсического действия при имплантации в ткани. Этот материал имеет почти 55% кристалличность и температуру ветрификации (переход в стекловидное состояние) от –10 до 0 °С. При имплантации не вызывает острых воспалительных реакций или других проявлений токсического действия [3].

Johnson и Johnson Orthopedics выпустили на основе этого соединения резорбируемые фиксаторы для костных переломов [6].

Поли(полилактид-ко-гликолида) (PLG) (рис. 5)

Было отмечено отсутствие прямых корреляций между составом кополимеров, биомеханическими свойствами и темпами биодеградации. Например, кополимер 50% гликолида и 50% DL-лактида подвергается биодеградации быстрее, чем эфир гомополимер [11].

Благодаря иррегулярности звеньев мономеров в структуре полимера кополимеры лактида аморфны в широких пределах от 25 до 70%.

В то же время 82/18 поли(L-лактид-ко-гликолид) используется как шовный материал, а 85/15 - поли(DL-лактид-ко-гликолид) используется для изготовления и шовного материала, и ортопедических устройств, в том числе винтов и пластин, а также устройств для пластики плоских костей черепа [6, 12].

Заслуживает внимания также полимерный материал поли(гликолид-ко-триметиленкарбоната) - PGA-TMC (рис. 6).

Кроме названных выше, в качестве сополимеров использовались также полиангидриды и полиортоэфиры.

В основном их пытались применять в качестве носителей лекарственных веществ [13].

Следует указать, что представленные выше разработки в значительной мере обогатили науку и практику средствами и продукцией, повышающими возможности оказания лечебной помощи пациентам с заболеваниями костной системы.

Однако наука и технологии не стоят на месте. Развитие исследований в области биорезорбируемых синтетических полимерных материалов в настоящее время перешло на новый уровень. Так, следует отметить появление новых, чрезвычайно перспективных направлений. К таковым относится широкое использование нанотехнологий.

Появились новые системы, композиционные материалы, состоящие из двух или более фаз с четкой межфазной границей, системы, которые содержат усиливающие элементы (волокна, пластины) с различным отношением длины к сечению, погруженные в полимерную матрицу, чем достигается значимое повышение прочностных характеристик материалов.

Нанокомпозиты на основе полимеров и керамик сочетают в себе качества составляющих компонентов: гибкость, упругость, перерабатываемость полимеров и характерные для стекол твердость, устойчивость к износу, высокий показатель светопреломления. Сочетание этих характеристик призвано направленно наделять их свойствами, необходимыми для конкретных медико-биологических целей применения [14, 15].

Другим направлением в материаловедении является создание полимеров с разнозаряженными активными концевыми группами в полимерных цепях, в результате чего уравновешивается интегральное значение зарядов полимерных молекул [16].

Значительно и неуклонно расширяется спектр мономеров, включенных в полимерные молекулы. Наряду с органическими в полимерных цепях появляются керамические и металлические включения, которые оптимизируют свойства полимерных материалов [16].

Представленный обзор призван обрисовать состояние исследований по проблемам, связанным с разработкой и внедрением в практику синтетических полимерных биодеградируемых материалов и перспективы их развития.

Однако на сегодняшний день еще остаются нерешенными ряд вопросов, связанных с механизмами взаимодействия указанных материалов с прилежащими тканевыми структурами (обычно с костью) и реакциями последних на внедрение полимерного материала.

Располагая опытом собственных исследований, в которых мы наблюдали патогенные эффекты в области контакта имплантат - костная ткань, мы считаем необходимым продолжение исследований по этой проблеме, тем более что в литературе появляются отдельные сообщения, свидетельствующие о патогенном побочном эффекте при взаимодействии синтетических биодеградируемых материалов с прилежащими тканевыми структурами организма-реципиента [17, 18].

В связи с этим в настоящее время получили старт работы, направленные на поиск новых методов получения биорезорбируемых материалов. В частности, появились сообщения об использовании с этой целью средств и методов тканевой инженерии, а также о возвращении к идее широкого использования фосфатов кальция [18].

В целом анализ данных литературы по биодеградируемым полимерным материалам медицинского назначения свидетельствует о наличии в этом вопросе пакета нерешенных проблем и порой о чрезмерном оптимизме исследователей (обычно материаловедов), и эти проблемы ждут своего решения.