1.2 Строение и свойства биодеградируемых полиэфиров

Среди полимеров, используемых в медико-биологических целях, в последнее время непрерывно растет интерес к бактериаль­ным полиэфирам (полигидроксиалканоатам, ПОА) - биодеградируемым материалам биотехнологическогоили природного происхождения. Полимеры этой группы встречаются в природе в виде органелл некоторых грибков и бактериальных клеток, для которых они служат резервным источником энергии и углерода [9]. Первым в 1927 году был открыт поли (3-гидроксибутират) [10],

Рисунок 1.1 - Поли-3-гидроксибутират

син­тезируемый различными видами прокариотидных клеток в специфических условиях роста. Он является субстратом эндогенного дыхания и поддерживает жизнеспособность клеток в неоптимальных услови­ях среды. ПГБ образован мономерами β - оксимасляной кислоты, яв­ляющейся продуктом обмена веществ у высокоорганизованных ор­ганизмов и одним из компонентов крови человека [11]. По свойствам ПГБ похож на такие синтетические термопласты, как полиэтилен или полипропилен. В отличие от этих термопластов, он разлагается в биологических средах с образованием нетоксичных продуктов, обладает лучшими газобарьерными свойствами и большей устойчивостью к ультрафиолетовым лучам, также ПГБ характеризуется также высокой биосовместимостью, водостойкостью и теплоустойчивостью, при этом его проницаемость для водяного пара втрое ниже по сравнению с полипропиленом. ПГБ обладает пьезоэлектрическими свойствами, термопластичностью, высокой стойкостью к окислению на воздухе и некоторыми другими свойствами.

Совокупность этих свойств объясняет возрастающий интерес к ПГБ для медицинского применения и делает необходимым проведение всесторонних исследований его структуры, физико-химических, технологических и медико-биологических свойств [10]. ПГБ широко применяют в медицине в качестве рассасывающихся шовных нитей, эндопротезов, матриц контролируемого высвобождения лекарств, тары для различных медпрепаратов, антиадгезионной присыпки для хирургических перчаток, а также в качестве материала в качестве культивирования клеток и др., в упаковочной индустрии в качестве твердой мягкой упаковки для различной продукции (как чистый ПГБ, так и его смеси с другими термопластами), в технике в качестве пьезокристаллов [11, 12].

Сам ПГБ представляет собой весьма хрупкий материал, однако, его механические свойства можно существенно улучшить сополимеризацией с другими мономерами, например, 4-гидроксивалерианововой кислотой [12]. Физико-химические, механические, технологические свойства сополимеров ПГБ с оксивалератом делают их весьма привлекательными для разработки шовных материалов, мембран, временных каркасов для гибридных органов, систем для пролонгированного введения ле­карственных веществ.

Полиоксиалканоаты различаются между собой по структуре и свойствам (гибкости, кристалличности, температуре плавления и др.) в зависимости от типа углеродного субстрата, условий биосинтеза, таксономического положения и физиолого-биохимических свойств микроорганизмов-продуцентов. Воз­можности получения на основе ПОА композитов с различными при­родными и синтетическими материалами, позволяющие целенаправлен­но изменять их структуру, состав и, базовые свойст­ва материала расширяет возможные сферы их применения.

Рисунок 1.2 - Некоторые из известных типов полиоксиалканоатов [10]

Линейная структура молекул ПОА придает им свойство термопластичности и роста прочности по направлению растяжения. При нагревании молекулярные цепи в ПОА легко сдви­гаются относительно друг друга, в результате чего материал раз­мягчается и приобретает текучесть. Данное технологическое свойст­во имеет большую коммерческую ценность, так как позволяет по­лучать из ПОА разнообразные изделия и материалы.

На сегодняшний день, масштабы применения полиоксиалканоатов экономически нерентабельны (их среднерыночная стоимость на порядок выше по сравнению со стоимостью полиолефинов). Однако возрастающие требования к охране окружающей среды и имеющиеся перспективы снижения стоимости биополимеров за счет повышения эффективности производства, делают полиоксиалканоаты одним из перспективных материалов XXI века [10]. Данные материалы активно исследуются с целью переработки в США, Скандинавии, Европе, Японии. Совет объединенной Европы утвердил концепцию необходимости замены неразрушаемых синтетических пластиков биодеградируемыми полимерами, а с 1993 г санкционировано применение упаковочной продукции из ПОА в пищевой промышленности [10].

Появление низкотемпературного пика плавления показывают, что исходная структура ПГБ нарушается после обработки растворителями: появляется аморфная фаза, для которой характерны выраженный переход стеклования и возникновение мелкокристаллической модификации. Из таблицы 2.1, в

которой представлены теплофизические показатели пленок на основе ПГБ и параметры растворителей, видно, что упорядочение кристаллической фазы ПГБ происходит с ростом дипольного момента растворителя. Это подтверждает рост температуры плавления полимера. С уменьшением доли аморфной фазы полимера уменьшалась теплоемкость ПГБ.

Полученные экспериментальные результаты авторы [11-13] объясняют влиянием растворителя на взаимодействие между звеньями цепей соседних макромолекул при кристаллизации: содержащаяся в основной цепи молекулы ПГБ сложноэфирная группа, способна вступить во взаимодействие с полярными молекулами растворителя. Вследствие изменения конформации макромолекул в кристаллических и аморфных областях полимера стабилизируется

Таблица 1.2 – Теплофизические характеристики ПГБ пленок из различных растворителей

Растворитель	ΔGm, Дж/г	Tm ,0C	Tg, 0C	ΔСp, Дж/г К	μ, D		e1/2
	параметры полимерных пленок					параметры растворителя
Диоксан	-0,076	174,3	63,0	0,39	0,45		10,05
Хлороформ	-0,140	175,6	53,9	0,24	1,15		9,3
Муравьиная кислота	-0,106	176,2	-	-	1,4		13,5
Дихлорэтан	-0,173	178,5	74,0	0,1	2,06		9,0
ΔGm, Дж/г – энергия Гиббса плавления; Tm ,0C – температура плавления; Tg, 0C – температура стеклования; ΔСp, Дж/г К – удельная теплоемкость; μ, D – дипольный момент ; e1/2 – плотность энергии когезии.

структура кристаллитов, а гибкость макромолекулы в аморфной фазе теряется. Авторами [14] было установлено, что под воздействием полярных молекул воды реализуется связь между звеньями соседних цепей, приводящая к стабилизации кристаллической структуры полимера. Сетка водородных связей, формирующаяся на границе кристаллитов, более четко выражает ориентацию кристаллитов в матрице полимера.

Авторами [14] был сделан вывод, что способность растворителя вступать во взаимодействие с полярными группами ПГБоувеличивается срувеличениемрегорполярности.рЭторведетркпсовершенствованию кристаллитов и уплотнению аморфной фазы полимера в процессе формирования пленки. Из таблицы 1.2 видно, что подвижность молекул растворителя зависит от межмолекулярного взаимодействия в растворителе. Вследствие различной скорости фазового перехода молекул рассматриваемых растворителей, формирование пленок ПГБ протекает по-разному. Это выражается в степени завершенности процесса кристаллизации и параметрах кристаллической структуры полимера.

На основании проведенных исследований учеными были сделаны следующие выводы:

-рВыяснено, что с увеличением полярности растворителя происходит совершенствование кристаллической структуры и уменьшается доля аморфной фазы ПГБ и показано, что с уменьшением межмолекулярного взаимодействия в растворителе растет доля дефектной кристаллической фазы в пленках ПГБ.

- Исследование растворов биосовместимых полимеров не только дает возможность получения широкого спектра материалов медико-биологического назначения, но и позволяет направленно изменять их свойства [15].

Полилактиды являются полимерами 2-гидроксипропионовой (молочной) кислоты, получаемые полимеризацией циклических дилактидов. Подобно другим высокомолекулярным соединениям на основе α-гидроксикислот, они обладают способностью к биодеградации, обеспечивающей широкий спектр областей применения материалов из данных полимеров, в том числе в медицине [16, 17]. Существуют изделия, в которых к полимерам предъявляют высокие требования по механико- эластическим свойствам. Это, например, искусственные кровеносные сосуды, биопротезы, приспособления для сердечно‑сосудистых и других операций [18, 19]. Для подобных материалов относительное удлинение при разрыве должно быть не менее сотен процентов. Кроме того, эти изделия должны быть способны на 80⎯90% восстанавливать форму после снятия внешних нагрузок при температуре человеческого тела. Таких биодеградируемых эластомеров мало [20]. Рядом авторов [21-26] исследовались сополимеры различного строения на основе капролактона и L‑лактида. В литературном обзоре мы использовали данные авторов [21, 27] по исследованию ε‑капролактона и L‑лактида в качестве мономеров для синтеза полимера с триблочной структурой.

Механические свойства полимеров с блочной структурой зависят от соотношения мономер:мономер в среднем эластичном блоке. В работах [28, 29] показано, что при синтезе триблочного полимера по механизму ионно-координационной полимеризации с раскрытием цикла, можно получить биодеградируемый полимер с широким спектром механических свойств.

Возможность использования полилактидов в качестве биодеградируемых матриц определяется его термомеханическими свойствами. На кривых ТМА полилактидов (рисунок 1.3) имеются точки перегиба, отвечающие температурам релаксационных переходов полимера, t_ст и течения t_т.

Рисунок 1.3 -Термомеханические кривые поли-L-лактида (1) и поли-D,L-лактидов (2–4). M_n = 9,1·10⁴ (1); 1,07·10⁵ (2); 4,0·10⁴ (3) и 1,3·10⁴ (4); ε – относительная деформация продавливания образца

Их величины зависят как от стереорегулярности цепи, так и молекулярно-массовых характеристик макромолекул, в первую очередь от их длины. Для поли-D,L-лактида и поли-L-лактида с близкими значениями среднечисловой молекулярной массы M_n (около 10⁵), но отличающимися стереорегулярностью и имеющими соответственно аморфную и аморфно-кристаллическую фазовую структуру, величины t_ст практически одинаковы и составляют 60 и 63 °С соответственно, тогда как величины t_т различаются более чем на 60 °C (106 и 170 °С соответственно). При этом для аморфно-кристаллического поли-L-лактида величины t_т близки к температуре плавления кристаллитов t_пл.

При изучении зависимости температур релаксационных переходов полилактидов от длины полимерной цепи авторы статьи [28] использовали продукты, полученные при радио- и биодеструкции промышленно-производимых поли-L-лактида и поли-D,L-лактида. Данные рисунка 1.4

Рисунок 1.4 – Зависимость температур течения (1, 2) и стеклования (3, 4) поли-L-лактидов (1, 3) и поли-D-лактидов (2, 4) от среднечисловой молекулярной массы

показывают, что при уменьшении длины цепи аморфного поли-D,L-лактида значения t_т снижаются монотонно, тогда как значения tст, мало изменяющиеся при уменьшении M_n от 1,07·10⁵ до 4,5·10⁴ и резко снижаются лишь при достижении M_n = 4,0·10⁴. При этом t_т оказываются меньше температуры живого организма, что не позволяет использовать такие материалы в тканевой инженерии. Величины t_ст и t_т аморфно-кристаллических материалов из поли-L-лактидов практически не зависят от молекулярной массы, оставаясь заведомо более высокими, чем температура живого организма, поэтому поли-L-лактиды предпочтительнее в качестве имплантатов по сравнению с поли-D,L-лактидами. В целом можно заключить, что фазовая структура полилактидов, задаваемая стереорегулярностью цепей, а также условиями формования материалов, оказывает более существенное влияние на температуру их релаксационных переходов, чем длина макромолекул.

По результатам термомеханических исследований авторы определили температурные условия переработки аморфно-кристаллических и аморфных полилактидов из полимера в вязкотекучем состоянии, а также температурные режимы эксплуатации изделий из полилактидов. Эти полимеры легко превратить в волокна экструзией при температурах ниже их термической деструкции, что обеспечивает отсутствие в экструдате нежелательных продуктов деструкции.

Степень кристалличности полилактидов на уровне 39% достигается при формовании из раствора полимера в трихлорметане [30]. При использовании в качестве имплантатов изделий из аморфных полилактидов необходимо учитывать зависимость необратимой деформации от молекулярной массы полимера. Так, например, температуру организма без необратимой деформации выдерживают полимеры, с молекулярной массой выше 1,3·10⁴.

Фазовая структура полилактидов предопределяет их устойчивость к деструктивным процессам. Так, аморфно-кристаллические полилактиды на основе стереорегулярных макромолекул с лучшими механическими свойствами характеризуются и более высокой устойчивостью к биодеградации по сравнению с аморфными. Смешение аморфно-кристаллических и аморфных полилактидов позволяет не только уменьшать стоимость материалов, но и регулировать механические свойства и скорость биодеградации изделий. Однако сведения о структуре и свойствах смесей полилактидов ограничены. Опубликованные работы [31–33] посвящены исследованию кристаллической структуры стереокомплексов на основе конфигурационных изомеров полилактида (L-изомера и D-изомера), а также термических и диэлектрических свойств смесей аморфного поли-D,L-лактида и аморфно-кристаллического поли-L-лактида.

Как показано выше, увеличение ММ полилактида делает полимер более жестким и приводит к уменьшению относительного удлинения при разрыве и увеличению модуля упругости. Наилучшие результаты по величине относительного удлинения при разрыве получены для полимеров, содержащих 25% L-лактида в своем составе. Кристалличность поликапролактона, вероятно, значительно определяют свойства полимера в целом. Большие значение кристалличности поликапролактона (при содержании L-лактида в 10%) и полное ее отсутствие (при содержании L-лактида в 50%) ухудшают механические свойства полимера [27].

На примере трехблочного сополимера полилактид-блок-(поликапролактон-стат-полилактид)-блок-полилактид авторами [27] была исследована зависимость модуля упругости и относительного удлинения от строения полимера. Средним эластичным блоком был статистический сополимер поликапролактон‑стат‑полилактид, а жестким гомополимерным блоком, расположенным по обе стороны от эластичного, – полилактид.

Графические зависимости механических свойств от строения приведены в рисунках 1.5 и 1.6 [20]. Как видно из рисунка 1.5, с повышением концентрации L-лактида увеличивается модуль упругости. В области малых масс жесткого блока и малых количеств L-лактида в среднем блоке модуль упругости увеличивается незначительно, что, по мнению авторов [27], обусловлено кристалличностью ПКЛ при небольшой концентрации L-лактида в среднем блоке.

Попытки синтезировать полимеры, соответствующие составу этой области, показали, что полученные образцы чрезвычайно мягкие и легко деформируются, а синтезированный статистический полимер с М_n = 4 × 10⁴ и

Рисунок 1.5 – Зависимость модуля упругости от строения полимера [20]	Рисунок 1.6 – Зависимость относительного удлинения от строения полимера [20]

составом 75 мол. % КЛ и 25 мол. % L-лактида представляет собой смолообразное вещество, непригодное для формирования пленок. Таким образом, авторы [20] предположили, что реальные значения модуля упругости для триблоков, находятся в диапазоне 1–3 МПа, и полученная эмпирическая зависимость нечувствительна к этому диапазону. Для медицинских целей в основном необходимы биодеградируемые биополимеры с модулем упругости 10–20 МПа. Поскольку одним из важных показателей свойств полученного материала является способность восстанавливать форму после снятия нагрузки, синтезированные полимеры были подвергнуты тесту на восстановление формы после растяжения на 100, 200 и 300%.

Согласно рисунку 1.6, оптимальные значения удлинения при разрыве достигаются при содержании L-лактида в среднем блоке 25% и минимальной массе жесткого блока полилактида. Исходя из этого, авторами статьи [27] были отмечены две хорошо заметные тенденции в зависимости «структура−свойства»:

- С увеличением содержания L-лактида в среднем блоке более чем на 30% относительное удлинение при разрыве сокращается, поскольку присутствие полилактида обусловливает жесткость полимера. При увеличении содержания L-лактида в среднем блоке более, чем на 50%, полимер почти полностью теряет эластичность.

- Увеличение ММ жесткого блока полилактида также приводит к ухудшению эластических свойств полимера. При ММ жесткой части триблока более 4 × 10⁴ полимер практически теряет эластичность.

В настоящее время существует большое количество экспериментальных работ, подтверждающих пригодность для создания тканеинженерных конструкций поликапролактона (ПКЛ) [14, 34, 35]. Это синтетический полимер, относящийся к алифатическим сложным полиэфирам линейно-разветвленной структуры.

Рисунок 1.7 – Структурная формула поликапролактона

Интерес к нему в медицинской сфере обусловлен в первую очередь тем, что ПКЛ в определенные сроки может разлагаться на безопасные для человеческого организма компоненты. В зависимости от сферы применения используют поликапролактон различного молекулярной массы (от 2 до 100 кДа) и различной степени кристалличности. ПКЛ хорошо растворяется в дихлорметане, хлороформе, ацетоне и этаноле [34]. Его растворы обладают хорошими волокнообразующими свойствами [36].

В ряде экспериментов доказана высокая биологическая совместимость ПКЛ. Полимер обладает хорошими адгезивными свойствами и низкой цитотоксичностью [36, 37]. В условиях in vivo волокна поликапролактона деградируют, создавая хорошую основу для роста клеток, формирующих ткань [34, 38]. Однако, по данным ряда авторов [14,35,37-39], адгезия и рост различных популяций клеток на чистом ПКЛ не так благоприятны, по сравнению сополимерными конструкциями. До 68,8% клеток, посеянных на тканеинженерные конструкции из чистого поликапролактона, пребывали в состоянии фрагментации клетки, тогда как в гибридных тканеинженерных конструкциях содержание жизнеспособных клеток увеличилось практически в 3 раза.

Однако у поликапролактона есть один существенный недостаток: из-за своей высокой гидрофильности, он затрудняет адгезию клеточных элементов, а значит, зачастую его применяют в смеси с другими веществами, с целью повышения его практических свойств.

Используемые в медицине биодеградируемые полимерные материалы различаются по агрегатному и фазовому состоянию образующих их полимеров (растворы, гели, твердые тела), по форме (одномерные - волокна и трубки, двумерные – пленки, ткани, трехмерные – объемные изделия иногда сложной формы). Предполагается, что дальнейшее исследование свойств биодеградируемых полимеров и их зависимости от механических и других факторов позволит получить полимеры с определенной, заданной изначально скоростью биоразложения и необходимым изменением механических свойств на протяжении всего периода биодеградации, что является важным фактором для эффективной эксплуатации биодеградируемых материалов.