93552 (613025), страница 3
Текст из файла (страница 3)
Сшивающие реагенты в составе полимерных матриц используются для достижения различных целей.
Добавки тетрабората натрия в поливинилспиртовой пленки, содержащей хлоргексидина биглюконат и лизоцим, обеспечивают оптимальные характеристики степени поглощения (до 2г/г), прочности во влажной среде и десорбции лекарственных веществ [25]. Такое пленочное покрытие обладает ограниченной паропроницаемостью, а экссудат отводится через перфорационные отверстия, благодаря чему поддерживается оптимальная влажность.
В повязке для лечения ран, ожогов и пролежней на основе поливинилового спирта и сополимера а-цианакрилата и полиакриловой кислоты , содержащей диоксидин (3 — 30 %), структурирование полимерной матрицы проводится с целью повышения адсорбирующей способности. В качестве регуляторов степени набухания используют биологически активные вещества – фурагин, нитрат серебра или тримекаин в количестве 2-30 %.
Следует отметить очень высокое суммарное содержание лекарственных веществ в составе повязки, что может быть обусловлено как низкой растворимостью диоксидина и прочной фиксацией других антимикробных веществ, так и повышенным водопоглощением (6,2 тыс. — 20 тыс. %). Повязка исполняется из нескольких слоев пленок, скрепленных друг е другом перфорацией.
На основе коллагеновой пленки “Биокол” разработаны многослойные материалы, применяемые для лечения ожогов, трофических язв и тп. Полимерная матрица является носителем слоя фибробластов или двух клеточных слоев — кератиноцитов и фибробластов [4,сс. 64— 65].
Весьма оригинальным является использование в качестве прозрачного раненого покрытия полиэтиленовой перфорированной пленки с нанесенной на ее внутреннюю поверхность пудры, содержащей 95 % талька и 5% смеси 11 антибиотиков и антисептика (цефалолексин, стрептомицин, эритромицин, тетрамицин, тетрациклин, вибромицин, синтомицин, неомицин, канамицин, нистатин, дактарин, канестин, ривинол) [26,сс 64-65]. Смесь дополнительно может содержать порошок на основе водорастворимого кератина (белок, получаемый из шерсти) при равном соотношении компонентов в смеси лекарственных препаратов. Пленка не является паропроницаемой, что, безусловно, обеспечивает создание влажной среды и, по словам авторов, способствует бесрубцовому заживлению ожоговых ран. Однако отсутствие какого-либо типа фиксации лекарственных веществ на поверхности гидрофобной пленки может привести как к неравномерному их распределению на раненой поверхности, так и удалению из раны вместе с раненым отделяемым.
Одним из обязательных требований к раненым повязкам является их стерильность. Поэтому выбор способа стерилизации и изучение его влияния на стабильность, как полимерной матрицы, так и биологически активных веществ, является одним из важных вопросов в общем решении задачи создания новых раневых покрытий. Однако результаты исследований о влиянии стерилизации на физико- химические и биологические свойства материалов, содержащих антимикробные вещества, приведены в работах. Так, авторами [23,24] установлено, что радиационная стерилизация (доза 25кГр) не влияет на антимикробную активность поливинилспиртовых пленок с йодом и катаполом и снижает на 30 % активность диоксидина, что свидетельствует о его низкой радиорезистевтиости. Биологическая активность пленки [25] практически полностью сохраняется после радиационной стерилизации и последующего длительного хранения.
2 Раневые покрытия с протеолитическими ферментами
На стадии очищения раны от некротических тканей целесообразно применение раневых покрытий, содержащих протеолитические ферменты [1,2]. Сложность получения таких материалов состоит в том, что в результате иммобилизации фермента на полимерных носителях изменяются не только его активность и стабильность, но и в ряде случаев — физико-химические характеристики. Причем результат химического модифициро- вания фермента может быть неожиданным в отношении его свойств. К сожалению, лишь в немногих опубликованных работах представлены экспериментальные данные, касающиеся исследования рН и температурной зависимости активности раневых покрытий, содержащих фермент, а также об их устойчивости к инактивирующим факторам, в том числе и к стерилизации. Эти вопросы имеют первостепенное значение при создании полимерных раненых покрытий, содержащих протеазу.
Способы иммобилизации ферментов хорошо изучены, и на основе большого объема исследовательского материала, посвященного анализу свойств иммобилизованных ферментов, сформулированы принципы их стабилизации и причины инактивации. Однако эти взгляды не могут быть положены в основу разработки общих методов стабилизации ферментов, потому что существующая связь между методом иммобилизации и свойствами иммобилизованного фермента индивидуальна для каждого фермента. Это обусловлено уникальной структурой его молекулы и активного центра. В то же время, очевидно, что для повышения стабильности ферментов требуется сделать нативную конформацию белковой глобулы более жесткой путем наложения сшивок, химическим присоединением к носителю или механическим включением в структуру матрицы. В каждом случае при решении задачи иммобилизации конкретного фермента возникает необходимость оптимизации процесса для достижения заданных характеристик биополимера.
Способ иммобилизации фермента и выбор полимера - носителя в первую очередь должны определяться особенностями эксплуатации раневых покрытий. Сравнительные медико-биологические испытания перевязочных средств с иммобилизованными ферментами показали, что для эффективности их действия in vivo необходимо наличие лабильной связи между матрицей и ферментом [5]. В большинстве случаев именно такой подход и используется при получении раневых покрытий с ферментативной активностью. Реализуемые при этом типы реакций позволяют провести иммобилизацию ферментов в мягких условиях, минимизирующих денатурацию белка. Путем образования азометиновых связей с полимерной матрицей осуществлена иммобилизация трипсина, лизоамидазы, коллитина, коллагенолитического комплекса из гепатопанкреаса камчатского краба, террилитина на диальдегидцеллюлозе (в виде марли) и трипсина – на модифицированном поликапроамидном материале (в виде трикотажного полотна) [6]. Установлено, что значение рН-оптимума активности иммобилизованного на диальдегидцеллюлозе трипсина и террилитина не изменяется.
Перспективным является использование в качестве носителей полимеров, в макромолекулах которых уже имеются ионизующиеся группы, что устраняет необходимость их модифицирования. В частности, на основе альгината получено губчатое раневое покрытие, содержащее террилитина.
В связи с этим большой интерес представляют работы по исследованию условий получения и свойств раненых покрытий на основе полимерных композиций, где стабилизация фермента может достигаться за счет взаимодействий различного типа между ее компонентами. Хорошо известно о важной роли в стабилизации фермента водородных связей [13]. Это подтверждено при получении атравматичных раненых пленок на основе водорастворимого поливинилового спирта, содержащих террилитин [7, 14], коллитин [7], протеазу “С” [7]. В то же время в результате сравнительного анализа характеристик трипсина и террилитина, иммобилизованных в структуре пленок из карбоксиметилцеллюлозы и поливинилового спирта, установлено, что трипсин, включенный в пленку из карбоксиметилцеллюлозы, обладает большей термостабильностью за счет образования дополнительно стабилизирующих макромолекулу фермента ионных связей с полимером [14]. Поэтому для стабилизации а-химотрипсина в растворе триацетата целлюлозы в метиленхлориде, предназначенном для получения пленки, фермент сначала модифицировали карбоксиметиловым эфиром декстрана [14]. Варьирование молекулярной массы полисахарида позволило регулировать скорость десорбции из пленки а-химотрипсина и его стабильность: с увеличением молекулярной массы полисахарида с 60 до 2000 кДа скорость десорбции фермента замедлялась, а наибольший эффект стабилизации наблюдался при использовании производного декстрана с молекулярной массой 60 кДа.
Результаты комплексного изучения состава полимерных композиций на основе поливинилового спирта и свойств, получаемых из них пленок, в том числе структурных особенностей, свидетельствуют о том, что не всегда можно установить однозначную зависимость между молекулярной массой модифицирующего полимера, дополнительно вводимого в полимерную композицию, и активностью, стабильностью и физико-химическими свойствами иммобилизованного фермента [7]. Характер зависимости определяется природой фермента, конформацией макромолекул модифицирующего полимера, соотношением компонентов, наличием сшивающих реагентов и может иметь Сложны полимодальный характер, поскольку получаемые полимерные материалы имеют различную надмолекулярную структуру. Это подтверждает необходимость оптимизации состава полимерных композиций, содержащих фермент, для достижения заданных свойств раневого покрытия.
В большинстве рассмотренных выше работ иммобилизацию ферментов проводят в условиях, когда в реакциях участвуют аминогруппы белковой молекулы, поскольку считается, что они играют второстепенную роль в поддержании структуры и функции ферментов [4]. Наряду с этим показано, что использование в качестве носителей поликатионов (полиэтиленимина, солей полигексаметилегуанвдина) позволяет получать высокоактивные и стабильные формы иммобилизованных ферментов (трипсина, террилитина, протеазы коллитина) [7].
Привлекательными с химической точки зрения являются производные хитина и хитозана, содержащие набор функциональных групп, в том числе основного типа, и обладающие собственной биологической активностью [15, 16]. В работе [16] трипсин иммобилизован в хитозановые пленки, наружные слои которых представляют Собой нерастворимый полиэлектролитмый комплекс додецилсульфат натрия — хитозан, что обеспечивает высокую степень набухания модифицированной хитозановой пленки (более 4000 %). Фермент входит как в состав оболочки, так и внутреннего водорастворимого слоя, проявляя суммарную активность на уровне 42 % от введенной.
В структуру пленок и губок из карбоксиметилового эфира хитина иммобилизованы террилитин и коллагеназы панкреаса краба. В оптимальных для каждого фермента условиях иммобилизации активность иммобилизованного террилитина составляла 80 —90 % от нативного и была примерно в 2 раза выше активности коллагеназы, включенной в структуру пленки. Увеличение молекулярной массы полимера-носителя приводило к снижению активности иммобилизованного террилитина с 95 до 80 %, а коллагеназы — с 80 до 50 %, что может объясняться экранированием активного центра объемными макромолекулами карбоксиметилхитина. В то же время при иммобилизации ферментов в структуре губок, получаемых лиофильной сушкой, молекулярная масса полимера на активность ферментов не влияла, что, по мнению авторов, объясняется отсутствием существенного взаимодействия между компонентами системы. Возможно, что в процессе низкотемпературной сушки происходит формирование надмолекулярной структуры, не влияющей на диффузионные затруднения при определении активности.
3 Раненые покрытия с протеолитическим и антимикробным действием.
Для повышения лечебного воздействия на рану перевязочных средств с ферментативным действием в их состав дополнительно вводят антимикробное вещество. Применение таких материалов способствует процессу очищения гнойной раны, подавлению микрофлоры и созданию условий для последующей репарации. В последнее время появилось много патентов, которые не содержат данных о совместимости ферментов с другими лекарственными веществами, часто указывается лишь фармгруппа без конкретных названий, хотя очевидно, что нельзя игнорировать высокую реакционную способность антимикробных веществ по отношению к белкам. Так, в работе [7] представлены данные, свидетельствующие о влиянии основности антимикробных соединений на активность и стабильность иммобилизованных ферментов, а также на кинетическую стабильность полимерных композиций, обусловленную типом химических взаимодействий в системе.
Из анализа более ранних работ в этой области следует, что при получении материалов, содержащих фермент и антимикробное вещество, чаще всего иммобилизацию лекарственных веществ проводили в две последовательных стадии, что исключало возможность инактивации белковых препаратов вследствие химического взаимодействия с антимикробным веществом в реакционной смеси. Таким способом на основе окисленной йодной кислотой волокнистой целлюлозы получены вата и ряд раненых покрытий в виде марли [6,7], в состав которых входят трипсин и лекарственное вещество другого типа: фурадонин, гумизоль, гексаметазон, мочевина, хлоргексидина биглюконат, инсулин, лизоцим, унитиол, металлокомплексы серебра, мексидол, медь и др.
Перевязочные средства в виде порошка, содержащие антибиотик и протеолитический фермент (трипсин, хитотрипсин, химопсин или террилитин) получены на основе производных Целлюлозы (монокарбоксилцеллюлозы, фосфата целлюлозы) и крахмала [17].
Предложен способ получения материала с комплексным биологическим действием, состоящий в напылении на диальдегидцеллюлозу (в виде марлевой салфетки), содержащую иммобилизованный трипсин, пудры из антибиотиков (цефаликсина, стрептомицина, эритромицина, террамицина, тетрациклина, доксициклина, левомицетина, неомицина, камамицина, нистатина, клотримазола, ривамола) [18]. Вызывает сомнение необходимость применения такого большого количества антибиотиков, кроме того, отсутствие фиксации пудры на носителе неизбежно приведет к неравномерному распределению ее по площади носителя и, следовательно, раны.
В последние годы используется принцип совместного введения фермента с антимикробным веществом в полимерную композицию, а затем в ряде случаев осуществляется химическое модифицирование всей композиции для достижения поставленных целей, например для придания устойчивости в биологической среде, изменения кинетических характеристик - десорбции и т.д. Так, одновременной сорбцией биологически активных веществ из раствора, содержащего линкомицин основание и химотрипсин, получен полимер-лекарственный комплекс на основе тканевой формы окисленной целлюлозы, содержащей карбоксильные группы [19]. Предварительно установлено, что растворение химотрипсина в водных растворах линкомицина не вызывает уменьшения протеолитической активности. Террилитин и диоксидин одновременно введены в состав гидрогелевой композиции, которая содержит сшитый сополимер N,N-ме-тиленбисакриламида, акриламида и/или акрилата натрия, поливинилпирролидон и пластификаторы — глицерин и пропандиол. К сожалению, не названы лекарственные вещества, входящие в состав биодеградируемых раневых покрытий на основе полилактида.
Биорезорбируемые раненые покрытия с комбинированным действием изготавливают из коллагена, полисахаридов (альгиновая кислота, хитин, хитозан и др.) и их производных. В состав коллагеновых губок включены одновременно фермент (трипсин, дигестаза или др.) и антимикробное вещество (сангвиритрин). Содержание фермента и антимикробного вещества в композиции довольно высокое: на 1 г коллагена вводится 30 г фермента и 10 г сангвиритрина, что, возможно, обусловлено низкой десорбцией лекарственных веществ из структурированных уплотненных губок. Структурирование коллагеновой губки без последующего уплотнения позволило уменьшить количество вводимых биологически активных веществ в 1000 раз, а отказ от структурирования — повысить активность, что, очевидно, объясняется снижением диффузионного фактора.
Важным результатом медико-биологических испытаний является установление факта существенного снижения расхода фермента на лечение (примерно в 10— 50 раз) наряду с устранением аллергического действия [6— 8]. Кроме того, установлено отсутствие прямой зависимости между активностью ферментсодержащего материала и сроками очищения и заживления ран: увеличение активности раневого покрытия может приводить к увеличению сроков лечения [7], что может объясняться полимодальной зависимостью доза — ответная реакция организма.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
