Якщо перша й друга вимоги можуть бути задоволені звичайними засобами хімії, техніки й медицини, то забезпечення достатньої довговічності функціонування стало центральною й найбільш важкою проблемою. Найпоширеніший й, здавалося б, логічний підхід – вибір для виготовлення протезів найбільш міцних і стійких матеріалів – звичайно приводить до серйозних невдач.
Було з'ясовано, що після імплантації поступово руйнувалися й піддавалися зношуванню самі матеріали й конструкції або несучі елементи біологічних органів і тканин. У кожному із цих випадків через кілька років відбувалися порушення опорної здатностікінцівки й різкі зміни кінематики; іншими словами, порушувалася побудова й робота тієї або іншої біомеханічної системи людини.
Всі існуючі на даний час протези ще надто недосконалі. Так, протези кістки незалежно від того, зроблені вони з титану або з поліпропілену, монолітні. У місцях контакту із природною кісткою неминуче концентруються напруги, і рано або пізно, це приводить до руйнування, причому руйнується не протез, а кістка.
Природна конструкція цих тканин на відміну від штучних завжди анізотропна. Різниця між модулями пружності уздовж кістки й впоперек відрізняється приблизно втроє. Кістка – це спіральна структура п’ятирівневої організації, а протез кістки – моноліт без якого-небудь натяку на ієрархію структур. Хоча в останній час ведуться роботи по створенню полегшених замінників кісток на основі порожнистих полімерних трубок.
2.2. Полімерні шовні матеріали та полімерні клеї медичного призначення.
Для скріплення післяопераційних ран використовують шовні матеріали, виготовлені з волокон медичного призначення. Іноді користуються спеціальними медичними клеями або інертними до середовища організму металевими скріпками. Але все-таки гнучкі волокнисті матеріали дотепер займають у цій області чільні позиції.
Здавалося, виходячи з функціонального призначення шовного матеріалу, що ніяких особливих проблем при його створенні виникнути не повинно. Головне, щоб цей матеріал міцно з'єднував оперованіділянки тканин. Виявилося, що це зовсім не так, оскільки шовний матеріал звичайно залишається в тілі на більш-менш довгий строк з усіма наслідками, що випливають звідси.
Історично першими шовними матеріалами були дріт із благородних металів, сухожилля тварин і шовкові нитки. Природно, що із появою хімічних волокон робилися спроби застосуватиїх у хірургії. Промислове виробництво найпоширенішого нині поліамідного волокна було освоєно в 1940 р., а наприкінці 50-их років були випущені поліефірні, поліакрилонітрильні й поліолефінові волокна. На основі цих волокон і були створені сучасні шовні матеріали. Щоб захистити їх від проникання мікроорганізмів і зробити ниткибільше зручними в роботі, їх іноді покривають гладким шаром іншого полімерного матеріалу. Для надання волокнам стійкості до дії мікроорганізмів їх модифікують антимікробними речовинами. Модифікацію здійснюють просочуванням волокон розчином, емульсією або суспензією таких речовин, введенням антимікробних речовин у прядильний розчин або розплав полімеру перед формуванням волокна або приєднанням таких речовин до полімеру хімічними зв'язками. Варіювання способу модифікації дозволяє в широких межах регулювати тривалість антимікробної дії, що обумовлене тим, що антимікробна речовина дифундує з волокна в навколишнє середовище й там діє на мікробні клітини. Аналогічним способом вдається створювати волокна, що володіють не тільки антимікробною, але й гемостатичною, анестезуючою дією. Антимікробні волокна знайшли застосування при виготовленні одягу, білизни й засобів особистої гігієни. Тканини на основі таких волокон нормалізують мікробний стан шкіри й забезпечують лікування й профілактику гнійних захворювань, викликуваних мікробною інфекцією, у клініках різного профілю, гарячих цехах, шахтах, космічних апаратах.
У світі випускають зараз більшеп'ятдесяти типів різних шовних матеріалів. Деякі з них повільно розсмоктуються в організмі, інші, навпроти, маючи високу міцність у початковий період після операції, через певний час починають швидко руйнуватися й виводитися з організму у вигляді нешкідливих речовин. Синтетичні нитки, що розсмоктуються, вигідно відрізняються від ниток біологічного походження. Не уступаючи по міцності ниткам зі звичайних полімерів, вони на відміну від кетгуту й колагену не мають побічної дії, пов'язаної з відповідною реакцією організму на введений чужорідний білок.
Широкі перспективи в хірургії внутрішніх органів і тканин відкриває використання різних клейових композицій. Заміна традиційного шовного матеріалу на клеї – значний крок в удосконалюванні хірургічних методів, тому що при з'єднанні тканин за допомогою клеїв забезпечується герметичність з'єднання, можливість різкого скорочення швів, що накладають, і навіть безшовне з'єднання, прискорення операцій і скорочення часу загоєння рани. Першими представниками полімерних клеїв у медицині були сполуки на основі ефірівціанакрилової кислоти. Ці ефіри мають високу реакційну здатність і швидко тверднуть на повітрі під впливом слідів вологи або речовин основного характеру. Клеї цієї групи застосовують для склеювання тканин живого організму при операціях на органах дихання й травлення, у серцево-судинній хірургії, хірургії печінки й т.д. Ще одним представником полімерних клеїв медичного призначення є розроблений київськими хіміками поліуретановий клей КЛ-3. Він складається із клейової основи й прискорювача полімеризації. Час його тверднення можна регулювати від трьох хвилин до півгодини. Цей клей утворює пористу й високоеластичную плівку, що створює гарні умови для її заміщення сполучною тканиною. Оскільки клей і продукти його біодеградаціїнешкідливі для організму, його можна використати в тих випадках, коли потрібно покрити великі по площі тканинні дефекти або заповнити патологічні порожнини. Зараз такі клеї успішно застосовують для закриття кишкових і бронхіальних свищів, при операціях на шлунково-кишковому тракті й судинах, у щелепно-лицьовій хірургії.
Непогані результати отримані при використанні поліуретанових композицій для усунення аневризм. Через порушення міцнісних властивостей стінки кровоносної судинивитончена стінка не витримує тиску крові й утвориться випинання – аневризматичний мішок. При цьому різко порушується кровоток і створюється загроза розриву судини. Отож, застосування поліуретанових протекторів дозволяє зміцнити судину, сам протектор із часом (1,5-2 роки) заміщається тканинами.
2.3. Полімери у стоматології.
Із всіх галузей медицини найбільше «полімероємна» - стоматологія. Ефективність стоматологічної допомоги багато в чому залежить від якості застосовуваних матеріалів, у тому числі й полімерних. У стоматології синтетичні полімери використають у якості пломбувальних матеріалів, захисних покриттів, для виготовлення зубних протезів. Досить поширений, так званий, склоіономерний цемент для пломбування передніх зубів і тріщин в емалі. Він являє собою суміш поліакрилової кислоти зі склом спеціальних складів, виготовленим з подрібненої суміші кварцу, глинозему, кріоліту, плавикового шпату й фосфату амонію або із суміші кварцу, глинозему й карбонату кальцію. Частки скла, вплавлені в полімерну матрицю, утворять композицію більшеміцну, чим портландцемент.
Поступово в стоматологічних клініках світу з'являється нова група полімерних матеріалів, які тверднуть без застосування хімічних ініціаторів, які часто не відповідають токсикологічним вимогам. У нових композиціях тверднення здійснюють фотохімічно під дією ультрафіолетового випромінювання кварцової лампи.
2.4.Використання полімерних матеріалів у офтальмології.
Важливим напрямком впровадження полімерних матеріалів у медицину є їхнє застосування в офтальмології. Використання в очній хірургії полімерних клеїв, у першу чергу на основі ціанакрилатів, сприяло здійсненню операцій, раніше технічно дуже важких або навіть нездійсненних через складність накладання дрібних швів. Не меншу популярність отримали контактні лінзи й штучні кришталики. Тверді лінзи, виготовлені з поліметилметакрилату, пацієнти носять обмежений час і знімають перед сном. Однак внаслідок твердості, що викликає відчуття дискомфорту, і непроникності поліметилметакрилату для кисню, що в деяких випадках приводило до розвитку кисневого голодування рогівки ока й пов'язаного з ним набряку, багато пацієнтів не можуть адаптуватися до таких лінз. В останні роки для виготовлення твердих лінз стали застосовувати ацетобутират целюлози, що добре змочується слізною рідиною й майже в сто разівбільше проникний для кисню, чим поліметилметакрилат. Але й у цьому випадку потрібне періодичне знімання таких лінз.
Тому особливий інтерес представляють гідрофільні, проникні для кисню м'які контактні лінзи для тривалого носіння. Як матеріал для виготовлення таких лінз найбільше поширенняодержав гідрогель на основі поліоксіетилметакрилата, що володіє хорошими оптичними й механічними властивостями й зберігає дані властивості в широкому інтервалі температур і значень рН. Внаслідок високого змісту води в гідрогелях (до 80%) вони добре сполучаються із тканинами ока, не викликаючи подразнення. Зростання виробництва м'яких контактних лінз значно випереджає зростання виробництва лінз із поліметилметакрилату. Так, у США в 1979 р. контактними лінзами користувалися 10 мільйонів чоловік, приблизно половина з них – м’якими лінзами, а в 1982 р. ці цифри склали відповідно 14 й 10 мільйонів чоловік.
До останніх досягнень в області офтальмології варто віднести створення м'яких лінз для корекції астигматизму й лінз для корекції далекозорості. Найбільш перспективними з них єбіфокальні лінзи, тому що тільки в США біфокальними окулярами користуються близько 48 мільйонів чоловік. Уже створені косметичні забарвлені контактні лінзи, а також лінзи, що володіють лікувальною дією й використовуються при пересадках рогівки ока, кон’юнктивітах, вірусних захворюваннях рогівки.
Важливою областю використання полімерів в офтальмології стало виготовлення поліметилметакрилатних штучних кришталиків, які імплантуються пацієнтам після видалення власних кришталиків, уражених катарактою. Такі кришталики майже повністю відновлюють нормальний зір, причому пацієнти обходяться без допомоги окулярів або контактних лінз. Тільки в США в 1985-1987 р. число імплантацій штучного кришталика складало близько 700 тисяч у рік.
2.5 Використання полімерних кровозамінників
Відомо, що при гострій крововтраті (порядку 20-30 % циркулюючої крові) досить часті випадки так званого геморагічного шоку з летальним результатом. Найбільш результативний засіб у таких випадках – компенсація крові ззовні. Разом з тим оскільки шок викликається втратою саме обсягу крові, тобто кількісним фактором, то вивести організм із коматозного стану можна й застосуванням інших агентів, наприклад, ізотонічного розчину хлориду натрію. Однак час втримання такого замінника в кровоносних судинахневеликий. Час циркуляції в крові високомолекулярних сполук, природно, набагато більший, що й стало основою для їхнього застосування як плазмозамінників. Призначені для заміни плазми крові, вони мають протишокову дію, підвищують артеріальний тиск при гострій крововтраті, утримують рідину в кров'яному руслі, а іноді сприяють виведенню токсичних речовин. З фармакологічної точки зору для всіхплазмозамінників основним їхнім компонентом є водорозчинний полімер. Як полімери найбільше поширенняодержали частково гідролізованийдекстран (препарати «Поліглюкін» й «Реополіглюкін»), полівініловий спирт («Полідез»), полі-1М-вініл-піролідон («Гемодез») і деякіінші.
Полімерніплазмозамінники є двох типів: протишокові й дезінтоксикаційні. Перші призначені для тривалогоциркулювання в крові (порядку 1-2 діб, протягом яких відбувається фізіологічне відновлення крововтрати) і тому мають досить високу молекулярну масу. Плазмозамінники другого типу володіють більш яскраво вираженою лікарською дією; вони здатні взаємодіяти з токсинами й виводити ці токсини з організму. Отже, основними вимогами до цих полімерів повинні бути здатність реагувати з токсинами й відносно невисока молекулярна маса. У найбільш повній мері таким вимогам задовольняє полівінілпіролідонз молекулярною масою 12 – 27 тисяч. До 80 % цього препарату виводиться через нирки протягом перших чотирьох годин після вливання. Із-за цієї обставини цей препарат знаходить широке застосування при лікуванні гострих токсичних інфекцій, отруєнь.
Розділ 3. Новітні методи терапії із використанням полімерних матеріалів.
Відомо, що будь-який лікарський засіб складається із двох основних частин – активної діючої частини й компонентів лікарської форми. Роль останніх полягає в створенні сприятливих умов для прояву дії лікарської речовини в організмі. Застосовувані лікарські форми – мазі, таблетки, капсули, розчини для ін'єкцій – у більшості випадків не оптимальні з погляду виконуваних ними функцій. Вони не забезпечують тривалої й рівномірної подачі лікарської речовини в потік крові і практично не сприяють його спрямованомутранспорту в хворий орган. Так, звичайні таблетки, розпадаючись у шлунку або кишечнику, подають речовини, що втримуються в них, у кровоток за дуже невеликий строк. В організмі ця речовина розподіляється відповідно до її фізико-хімічних властивостей, і тільки в деяких випадках в орган-мішень потрапляє скільки-небудь значна часткауведеної лікарської речовини (звичайно не більше 10 % від уведеної кількості).
Багато лікарських речовин досить швидко нейтралізовуються в організмі, у результаті чого тільки невелика частина їх робить корисну дію. Інша ж частина в більшості випадків шкідлива, тому що проявляє фізіологічну активність не в потрібному місці організму. Швидкий вивід лікарської речовини з організму обумовлює необхідність її нового введення.
Проміжок часу від моменту введенняліків до припинення їх лікувальної дії можна збільшити, підвищивши їх кількість у дозі, що вводиться одноразово. Але це приведе до ще більш високого піка концентрації ліків в крові й тканинах і більш яскраво вираженій побічній дії. Отже, дуже важливо, щоб концентрація лікарської речовини в організмі весь час була на певному постійному рівні.
Такого ефекту можна домогтися за допомогою принципово нової лікарської форми, так званої макромолекулярної терапевтичної системи. У таких системах використається не фізіологічна активність полімерів, а їх оригінальні фізико-хімічні властивості, такі, як здатність розчиняти в собі лікарські речовини й потім виділяти їх за рахунок дифузії.
Макромолекулярні терапевтичні системи мають розміри від часток міліметра до декількох сантиметрів. Їх можна вводити усередину організму або прикріплювати на шкірі або слизовій оболонці. У більшості випадків лікарська речовина не пов'язана з елементами системи, і її виділення являє собою фізичний процес, здійснюваний по заданій програмі. Найбільш простим типом таких систем буде розчин або суспензія лікарської речовини у твердому, біосумісномуполімері, наприклад полідиметилсилоксані. У цьому випадку швидкість виділення лікарської речовини визначається швидкістю розчинення полімеру. Саме на такому принципі побудована протизаплідна макромолекулярна терапевтична система «Прогестасерт», що забезпечує попередження вагітності протягом одного року. Така система прикріплюється до матки й подає в її порожнинустероїднийконтрацептив – прогестерон. Це речовина дуже нестійка – вона майже повністю руйнується в печінці при першому ж проходженні із током крові. Тому ранішедоводилося користуватися таблетками із синтетичними аналогами прогестерону, більш токсичними, які викликали алергічні реакції. При новому підході такі небажані наслідки практично виключаються. Важливо знати, що дія такої системи може бути перервана в будь-який момент часу, варто тільки витягти її з порожнини організму. Однак у багатьох випадках, особливо тоді, коли система імплантована, наприклад, під шкіру, це достоїнство перетворюється в недолік. У зв'язку із цим усе більше широке поширення в наш час знаходять системи біосумісних полімерів, здатних поступово переходити в розчин при контакті з рідкими середовищами організму. Процес переходу в розчин може бути чисто фізичним розчиненням або відбуватися за рахунок розриву основних зв'язків макромолекули полімеру зутворенням розчинних низькомолекулярних продуктів. Швидкість виділення лікарської речовини в цьому випадку визначається швидкістю розпаду твердої полімерної матриці, а необхідність витягу матриці після того, як лікування завершилося відпадає по причині її розчинення.
На основі біорозчинних полімерів розроблені лікарські засоби для лікування гінекологічних, стоматологічних й інших захворювань. У промислове виробництвовпроваджений новий високоефективний засіб „Тринітролонг”, що містить класичний препарат, який використовується при стенокардії,- нітрогліцерин. Строк функціонування „Тринитролонга” коливається від двох до чотирьох годин. Саме стільки часу й потрібно для надійного попередження приступу. А починає цей препарат діяти через лічені секунди.
Трохи більше складну будову мають матриці мембранного типу й осмотичні міні-насоси, основною робочою частиною яких є полімерна напівпроникна мембрана. Один з найбільш простих пристроїв цього типу запропоновано для лікування онкологічних захворювань. Безпосередньо на пухлину імплантують резервуар, одна зі стінок якого зроблена з поліоксіетилметакрилатної мембрани, проникної для лікарської речовини.
Від резервуара відходять і виводяться назовні дві тонкі трубки, через які йогонаповнюють різними лікарськими розчинами, що надходять через мембрану по заданій програмі до ураженого органа.
Зараз уже створені десятки різного роду пристроїв, що дозволяють тією чи іншою мірою реалізувати принципи контрольованої подачі лікарської речовини. Серед цих пристроїв найбільш універсальний тип являють собою, імовірно, нашкірні терапевтичні системи, використовувані для тривалої й безперервної подачі лікарських речовин через неушкоджену шкіру. Ці системи являють собою тонкі (порядку 1 мм) вироби, що складаються з декількохшарів. Резервуар з лікарською речовиною із зовнішньої сторони захищений непроникною металевою фольгою, а із внутрішньої – мікропористою мембраною, що регулює швидкість виділення лікарської речовини під дією градієнта концентрації, з боку мембрани, зверненої до шкіри, є адгезив для кріплення всієї системи.
Такі системи подають лікарськуречовину в кровообіг й у цьому аналогічні таблеткам, ін'єкціям або мазям. Однак на відміну від них лікарська речовина подається зпевною швидкістю протягом декількох діб. Мембрани для таких систем виготовляють із ефірів целюлози, поліпропілену й т.д. Їхню проникність регулюють технологічними прийомами, наприклад, зміною пористості або коефіцієнта скрученості пор.
На стадії експериментальної перевірки зараз перебувають системи, принцип дії яких у максимальному ступені відповідає фізіологічному. Добре відомо, що надходження будь-якої фізіологічно активної речовини в кровоток контролюється регуляторними системами організму. Кожна речовина з'являється в той момент й у тім місці, коли й де вона потрібна. На аналогічномупринципі зворотного зв'язку побудована, наприклад, система для виділення інсуліну. Ця система створена із проникної для води, інсуліну й глюкози полімерної мембрани. У цю мікрокапсулу поміщають комплекс інсуліну з високомолекулярним білком, що у силу своїх великих розмірів не здатний проникати через мембрану. Білок підбирають таким чином, щоб міцність його зв'язкуз інсуліном була невелика й комплекс міг дисоціювати під дією глюкози. Тоді з появою в зовнішньомусередовищі надлишку глюкози остання
8-09-2015, 22:48