Сайт издательства «Медиа Сфера»
содержит материалы, предназначенные исключительно для работников здравоохранения. Закрывая это сообщение, Вы подтверждаете, что являетесь дипломированным медицинским работником или студентом медицинского образовательного учреждения.
Влияние полимерных добавок в составе имплантируемых матриксов на основе коллагена и гиалуроновой кислоты на их деградацию в условиях in vitro
Журнал: Стоматология. 2025;104(6‑2): 94‑99
Прочитано: 163 раза
Как цитировать:
Полимерные и функциональные материалы являются одной из основ развития современной реконструктивной хирургии и, в частности, хирургической стоматологии как основного потребителя медицинских материалов [1—3].
Одним из наиболее динамично развивающихся направлений является создание имплантируемых композиций медицинского назначения, которые могут подвергаться контролируемой деградации в организме с образованием нетоксичных, способных к выведению метаболитов [4]. Контроль скорости биорезорбции материалов за счет изменения их состава позволяет создавать имплантируемые изделия, которые способны своевременно замещаться собственными тканями, без существенной усадки, с сохранением изначально заданного объема. Среди существующих полимеров наиболее часто для этих целей используют коллаген и гиалуроновую кислоту (ГК) [5].
Согласно публикационной статистике базы данных PubMed за последние 10 лет число оригинальных публикаций по теме модификации свойств многокомпонентных биомедицинских материалов на основе коллагена и ГК увеличилось с 44 до 65 в год, при этом число обзорных среди них не более 4 в год. Систематизация данных по этой проблеме все еще недостаточна, что связано с разнообразием состава, концентраций, форм и условий оценки конечных свойств материалов.
В настоящем обзоре рассмотрены возможности различных подходов к изменению сроков деградации биоразлагаемых материалов за счет изменения состава, химической модификации.
С точки зрения биосовместимости коллаген представляет собой один из лучших исходных материалов для создания имплантируемых матриксов. Очищенный коллаген не провоцирует иммунные реакции, а продуктами его биодеградации являются безопасные метаболиты, которые способны участвовать в синтезе новых белков в организме [5, 6]. Однако типичные для белков короткие сроки гидролитической и ферментативной деградации ограничивают применение коллагена для изготовления искусственных внеклеточных матриксов или скаффолдов, поддерживающих объем тканей [4, 7].
В отсутствие ферментативного гидролиза коллагеновая губка из немодифицированного коллагена подвергается деградации в фосфатно-буферном растворе при температуре 37 °C в течение 6 сут [8]. Ферментативный гидролиз значительно ускоряет процесс распада коллагеновых материалов, приводя к тому, что несшитый в среде бактериальной коллагеназы материал теряет 70—75% массы в течение 24 ч [9]. Это согласуется с результатами, полученными другим коллективом авторов для коллагеновой губки, которая практически полностью деградировала в течение 3 сут [10].
Введение в состав коллагеновых материалов добавок синтетических полимеров, обычно имеющих большие сроки деградации по сравнению с коллагеном, снижает скорость биорезорбции. В большинстве случаев речь идет о соединениях, прямо участвующих в образовании структуры в процессе межмолекулярной сшивки. Классическим примером может служить добавление к коллагену полиэтиленгликоль-диакрилата (PEG-DA), который часто используется в качестве связующего агента, образующего цепи между молекулами белка. Его включение в состав фотосшиваемого материала на основе коллагена позволяет сохранить почти 90% массы материала даже после 8 дней инкубации в культуральной среде при температуре 37 °C [11].
Ферментативная деградация фотополимеризуемого коллагенового матрикса, содержащего в своем составе поликапролактон-метакрилоил, по истечению 4 нед не превышала 12%, тогда как контрольный образец, не содержащий синтетических добавок, в тех же условиях полностью деградировал менее чем за 3 дня [10].
Полимерные матриксы на основе коллагена, содержащие от 10 до 80%масс. ГК, также демонстрируют увеличение сроков биодеградации. Это связано с тем, что устойчивость ГК к гидролизу сильно зависит от ее молекулярной массы, как это будет показано в соответствующем разделе. Наибольшую устойчивость к гидролизу обнаружили у материалов, содержащих 50%масс. ГК, потеря массы которых после выдерживания в культуральной среде в течение 21 дня не превышала 20% [12]. Сходные результаты получены при сшивании коллагена с ГК в гетерогенной фазе с использованием ацетона в качестве сшивающего агента, при этом существенно увеличилась устойчивость материала к ферментному расщеплению. Потеря массы для химически сшитого коллаген-гиалуронового матрикса составила менее 5% за 24 ч [9].
Следует отметить, что межмолекулярная сшивка коллагена в отсутствие модифицирующего полимера сохраняет скорость биодеградации близкой к исходной или вызывает относительно небольшое ее снижение. В исследовании установлено, что коллагеновый матрикс, полученный при реакции фотополимеризации УФ-излучением в присутствии рибофлавина, в процессе ферментативной деградации в 0,4% растворе коллагеназы за 6 ч теряет 20% своей массы. По данным этого же исследования, потеря массы для физических коллагеновых гелей, не содержащих в своем составе фотоинициатор рибофлавин, в тех же условиях составляла 80% [13].
В некоторых случаях наличие низкомолекулярных функциональных соединений также способно увеличить гидролитическую устойчивость коллагена. Например, компоненты, содержащиеся в составе коммерческих стоматологических адгезивов, 2-гидроксиэтилметакрилат или N,N-диэтил-1,3-бис(акриламидо)пропан, существенно влияют на скорость деградации зубного коллагена, полученного путем истирания в криогенной мельнице очищенных от эмали моляров. Испытания, проведенные в искусственной слюне при температуре 37 °C в течение 3 сут, показали, что скорость деградации модифицированного коллагена снизилась на 80% [14].
Приведенные результаты показывают, что подходы к увеличению сроков деградации имплантируемых матриксов на основе коллагена сводятся к формированию пространственной сшивки молекул белка с использованием в качестве сшивающих агентов синтетических и природных полимеров. При этом сшивка между молекулами самого белка не показала высокой эффективности для увеличения сроков биорезорбции.
ГК, одни из наиболее распространенных коммерчески доступных эндогенных полисахаридов, нашла свое применение не только в тканевой инженерии, но и при создании материалов для направленной доставки лекарственных средств [15].
В зависимости от молекулярной массы ГК способна как к замедлению, так и к ускорению процесса биорезорбции. Быстрая резорбция в тканях ГК с относительно низкими молекулярными массами затрудняет ее использование в качестве основы для имплантируемых костно-пластических материалов. Так, в гидролитической среде лиофилизированная губка из ГК с низкой молекулярной массой теряет 50% своей массы всего за 48 ч [16]. Однако она может быть использована как модификатор скорости резорбции. Например, матрикс на основе ГК с молекулярной массой 10 кДа, содержащий 10%масс. акрилированной ГК, деградирует в 4 раза быстрее, чем матрикс с ГК с молекулярной массой 50 кДа, как в гидролитической среде, так и в присутствии гиалуронидазы [17].
Помимо варьирования молекулярной массы гидролитическая устойчивость материалов на основе ГК значительно изменяется при наличии межмолекулярной сшивки [18]. Метакрилированный желатин в составе фотополимеризуемого матрикса увеличивает скорость ферментативной деградации метакрилированной ГК с молекулярной массой 80—100 кДа в фосфатно-буферном растворе коллагеназы на 20—62% в течение 24 ч [19]. Причем большее содержание метакрилированной ГК в составе матрикса замедляет ферментативной деградацию. Этот эффект авторы объясняют образованием более сильных ковалентных связей между метакрилированной ГК и метакрилированным желатином после фотополимеризации, что улучшает стабильность полимерной сети и затрудняет разрушение матрикса в ферментативной среде.
Сочетание метакрилированной ГК с молекулярной массой 2000 кДа, метакрилированного желатина и сшивающего агента на основе акрилоксипропилсилантриола позволяет получать фотополимеризуемые матриксы, устойчивые к ферментативной деградации в присутствии гиалуронидазы при температуре 37 °C в течение 30 дней, при которой потеря массы материала не превышает 4%. В то же время в отсутствие сшивающего агента указанные матриксы деградируют на 58% за тот же период времени [20].
Гидролитическая деградация фотополимеризуемого гибридного матрикса на основе метакрилированной ГК, PEG-DA и биорезорбируемого поли(D,L-лактид-ко-гликолида) в фосфатно-буферном растворе при температуре 37 °C проходит в два этапа [21]. В течение первых 24 ч матрикс теряет в массе 10%. Затем скорость деградации снижается, и в течение следующих 9 дней оставшаяся масса составляет 78% от первоначальной.
Тиолированная ГК, химически модифицированная PEG-DA, проявляет устойчивость к гидролитической деградации в течение 64 дней без потери массы и формы. По мнению авторов, такая гидролитическая стабильность, не типичная для аналогичных гидрогелиевых систем, объясняется образованием тиоэфирной связи в результате реакции присоединения акрилатных групп PEG-DA с тиоловыми группами ГК [22]. Выявленное свойство может быть использовано в терапии для долгосрочного высвобождения инкапсулированных лекарств или клеток.
Низкомолекулярные добавки также оказывают существенное влияние на кинетику деградации. При ферментативной деградации фотополимеризуемый матрикс на основе метакрилированной ГК с молекулярной массой 100 кДа деградировал полностью в присутствии гиалуронидазы по истечению 5 дней. Однако добавление к его составу 10—15%масс. ГК, модифицированной галловой кислотой, приводило к увеличению срока деградации до 7 дней [23].
Таким образом, регуляция биодеградации материалов возможна за счет использования ГК с различной молекулярной массой. Однако химическая модификация полимерной структуры матриксов на основе ГК синтетическими сшивающими агентами позволяет добиться создания композиций с более длительным периодом резорбции.
Условия модификации рассмотренных в обзоре имплантируемых материалов и составы гидролитических и ферментативных сред приведены в таблице.
Деградация в условиях in vitro матриксов на основе коллагена и гиалуроновой кислоты
| Основной компонент | Концентрация основного компонента | Модифицирующие компоненты | Условия модификации | Раствор для деградации | Время, сут | Температура, °C | Ссылка |
| Коллаген тип I (бычий, «Sigma Aldrich», США) | 2 мг/мл | Сшивающий агент — PEG-DA (20 кДа, «Sigma Aldrich», США) 10%масс. Фотоинициатор («Sigma Aldrich», США) 0,1%масс. | Коллагеновый гидрогель смешивали с раствором PEG-DA и фотоинициатора и сшивали под воздействием УФ-излучения (365 нм, 5 мин) | Среда RPMI-1640* с добавлением 10% эмбриональной бычьей сыворотки, 2 ммоль/л глутамина и 1% антибиотиков | 8 | 37 | [11, 24] |
| Коллаген тип I (из бычьих сухожилий, «Integra LifeSciences», США) | 6 мг/мл | Гиалуроновая кислота (Streptococcus zooepidermicus; «Sigma Chemical», США) 10 мг/мл (1%масс.) Сшивающий агент — 1-этил-3-(3-диметиламинопропил) карбодиимид («EDAC», «Sigma Chemical», США) | Расчетные количества компонентов смешивали и лиофилизировали при температуре –40 °C. Химическое сшивание матриксов проводили при комнатной температуре с использованием карбодиимида | Культуральная среда с добавлением 10% эмбриональной бычьей сыворотки, и 1% пенициллина | 21 | 37 | [12] |
| Коллаген тип I (лошадиный, «Euroresearch», Италия) | Губка | Тетрабутиламмониевая соль гиалуроновой кислоты | 1. Лиофилизировали губку, смоченную в водном растворе 1%масс. HA-TBA** 2. Непрерывно кипятили с обратным холодильником в течение 8 ч с использованием ацетона | Раствор коллагеназы из Clostridium hystolyticum (0,0004%масс.) в трис-HCl (pH 7,4) | 3 | 37 | [9] |
| Коллаген тип I (бычий, «Advanced Biomatrix», США) | 5 мг/мл | Фотоинициатор — рибофлавин-5’-фосфат гидрат натрия («Sigma Aldrich», США) 0,25 ммоль/л | К раствору коллагена добавляли фотоинициатор и отверждали под воздействием УФ-излучения (365 нм, 1,8 мВт/см2, 10, 15 и 30 мин) | Раствор коллагеназы из Clostridium тип I (0,4%масс.) в среде KSFM*** | 6 | 25 | [13] |
| Коммерческая коллагеновая губка («Lando Biomaterials», Китай) | губка | Сшивающий агент — поликапролактон метакрилоил (3200 Да, «Engineering For Life», Китай). Фотоинициатор — 2,4,6-триметилбензоилдифенилфосфинат (TPO, «Engineering For Life», Китай) 0,5%масс. | Губку пропитывали раствором ТРО в PCLMA3 и сшивали под воздействием УФ-излучения (405 нм) | Раствор коллагеназы (0,01% масс.) в PBS# (pH 7,4) | 28 | 25 | [10] |
| Метакрилированная гиалуроновая кислота (250 кДа, «Bioiberica», Испания) | 1%масс. | Фотоинициатор — Irgacure 2959 («Sigma Aldrich», США) 1% масс. | Раствор Irgacure 2959 в HAMA## наносили на пористые матриксы, состоящие из поли(D, L-лактид-ко-гликолида) и PEG-DA, и отверждали с помощью фотореактора, оснащенного пятью УФ-лампами (313 нм, 0,095 мВт/см2, 5 мин) | PBS (pH 7,4) | 10 | 37 | [21] |
| Тиолированная гиалуроновая кислота (400 кДа, Blafar, Ирландия) | 4% масс. | Гиперразветвленный PEG-DA (10—20 кДа, «Sigma Aldrich», Великобритания) 40%масс. | Растворы компонентов в PBS смешивали в соотношении 1:1. Гидрогель образовался в результате реакции акрилатных групп ПЭГ-ДА с тиоловыми группами гиалуроновой кислоты по реакции присоединения Михаэля | PBS (pH 7,4) | 64 | 37 | [22] |
| Акрилированная гиалуроновая кислота (10 кДа и 50 кДа, «Lifecore Biomedical», США) | 0,3 моль/л | Сшивающий агент — полиэтиленгликоль-тетратиол (10 кДа, «Sun Bio», США) 0,03 моль/л | Гелеобразование акрилированной гиалуроновой кислоты и PEG-SH4### происходило в результате реакции Михаэля при температуре 37 °C | PBS (pH 7,4) | 45 | 37 | [17] |
| Раствор гиалуронидазы (100 МЕ/мл) в PBS (pH 7,4) | 45 | 37 | |||||
| Метакрилированная гиалуроновая кислота (100 кДа, «LifeCore Biomedical», США) | 5%масс. | Гиалуроновая кислота, модифицированная галловой кислотой 5%масс. Фотоинициатор — Irgacure 2959 («Merck», Германия) 0,5% масс | В HAMA добавляли Irgacure 2959 и смешивали с HAGA& в соотношении 1:1. Смесь отверждали под воздействием УФ-излучения (365 нм, 25 мВт/см2, 2 мин) | Раствор гиалуронидазы (50 МЕ/мл) в DPBS&& (pH 7,4) | 7 | 37 | [23] |
| Метакрилированная гиалуроновая кислота (80—100 кДа, «Biosynth», США) | 1, 3, 5%масс. | Метакрилированный желатин (тип B из бычий кожи, Sigma Aldrich, США) 2, 6, 10%масс Фотоинициатор — Irgacure 2959 (Sigma Aldrich, США) 0,5% масс | HAMA (СМ&&& = 11%), GelMA^ (СМ = 40%) смешивали с Irgacure 2959 и отверждали УФ-излучением (365 нм, 4 Вт/см2, 10 мин) | Раствор коллагеназы тип II (0,001%масс.) в PBS (pH 7,4) | 1 | 37 | [19] |
| Метакрилированная гиалуроновая кислота (2000 кДа, «Kikkoman», Япония) | 1% масс. | Метакрилированный желатин (тип B из свиной кожи, Sigma Aldrich, США) 10% масс. Сшивающий агент — 3-акрилоксипропилсилантриол функционализированный нанокремнеземом 0,1—1%масс Фотоинициатор — фенил-2,4,6-триметилбензоилфосфинат лития (LAP, «Sigma Aldrich», США) 0,3%масс | HAMA (СМ = 85±10%), GelMA (СМ = 95±5%) в соотношении 2:1 и сшивающий агент смешивали с LAP. Сшивание проводили с использованием фотореактора с УФ-излучением (280—400 нм, 2 мин) | Раствор гиалуронидазы (2,5 МЕ/мл) в PBS (pH 7,4) | 30 | 37 | [20] |
Примечание. * — среда RPMI-1640 — растворенная в очищенной воде смесь неорганических солей, аминокислот, витаминов, глюкозы и фенолового красного, простерилизованная методом мембранной фильтрации (pH от 7,0 до 7,4); ** — HA-TBA (тетрабутиламмониевая соль гиалуроновой кислоты); *** — PCLMA (метакрилоил поликапролактон); # — PBS (фосфатно-солевой буферный раствор); ## — HAMA (метакрилированная гиалуроновая кислота); ### — PEG-SH4 (полиэтиленгликоль-тетратиол); & — HAGA (гиалуроновая кислота, модифицированная галловой кислотой); && — DPBS (осфатно-солевой буферный раствор Дульбекко); &&& — СМ (степень метакрилирования); ^ — GelMA (метакрилированный желатин).
Анализ литературы показал, что скорость деградации исследуемых исходных материалов практически всегда избыточно высокая, за исключением гиалуроновой кислоты большой молекулярной массы. В связи с этим применяют несколько основных подходов к замедлению скорости биорезорбции материалов. Прежде всего изменяют химическую структуру исходных полимеров, а также физически комбинируют с другими полимерами и низкомолекулярными модификаторами.
Самым распространенным методом изменения скорости биорезорбции является модификации исходного полимера коллагена или гиалуроновой кислоты с их последующей межмолекулярной сшивкой за счет добавления олиго- и полимерных модифицирующих добавок, таких как карбодиимид полиэтиленгликоль-тетратиол, полиэтиленгликоль-диакрилат. В процессе химической сшивки происходит типичный для таких систем процесс формо- и структурообразования, что влечет переход от вязко-текучего состояния к состоянию упругого геля. Увеличение плотности сшивки можно регулировать, меняя концентрацию исходных реагентов для снижения скорости биорезорбции. Такой подход значительно упрощает процесс создания материала, объединяя этапы его формирования и программирования свойств в одну стадию, и предоставляет достаточно возможностей для формирования требуемой кинетики деградации имплантируемых биорезорбируемых материалов на основе гиалуроновой кислоты и коллагена.
Работа выполнена в рамках государственного задания Минздрава России (тема № 1023021300027-9-3.2.14 Фотоотверждаемый биополимерный материал для регенерации пародонта и периимплантных тканей (WLGC-2024-0001).
Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.
Литература / References:
Подтверждение e-mail
На test@yandex.ru отправлено письмо со ссылкой для подтверждения e-mail. Перейдите по ссылке из письма, чтобы завершить регистрацию на сайте.
Подтверждение e-mail
Мы используем файлы cооkies для улучшения работы сайта. Оставаясь на нашем сайте, вы соглашаетесь с условиями использования файлов cооkies. Чтобы ознакомиться с нашими Положениями о конфиденциальности и об использовании файлов cookie, нажмите здесь.
