Разработка пористых матриц-носителей с использованием сверхкритических флюидных технологий

К матрицам, предназначенным для трансплантации, предъявляются жесткие и разнообразные требования. В первую очередь они должны быть биологически совместимыми. Материал матрицы не должен провоцировать недопустимого клеточного ответа и быть иммуногенным и токсичным. Механические свойства матриц должны соответствовать характеристикам восстанавливаемой ткани. Матрица должна обеспечивать механическую прочность и устойчивость структуры в процессе имплантации и затем — при ремоделировании ткани. Кроме того, матрицы должны быть пористыми, с контролируемой взаимосвязанностью пор, а архитектура материала не должна препятствовать начальному клеточному прикреплению и оставлять достаточное пространство для его ремоделирования и для поддержания жизнедеятельности растущей ткани.

Важным условием при выборе материала матриц является совмещение скорости биорезорбции со скоростью регенерации ткани на месте имплантата. Процесс деградации должен проходить с такой скоростью, чтобы имплантируемая конструкция сохраняла свою механическую прочность на протяжении по крайней мере того периода времени, который требуется для формирования определенной части новой ткани. Наиболее перспективными и востребованными материалами для формирования матриц являются алифатические полиэфиры: полимолочная кислота (PLA), полигликолевая кислота (PGA) и их сополимеры (PLGA), а также поликапролактон (PCL).

PGA — твердый термопластичный материал с высокой кристалличностью. Температура стеклования и температура плавления PGA составляют 36°С и 225°С, соответственно. Привлекательность PGA как биодеградирующего полимера для медицинского применения в том, что продукт его деградации, гликолевая кислота, является естественным метаболитом. Организм содержит хорошо регулируемые механизмы для полного удаления мономерных компонент гликолевой кислоты. В конечном итоге она разлагается на углекислый газ и воду, которые удаляются через дыхательную систему.

PLA представлен в трех формах: D-изомеры, L-изомеры и смесь D-, L-форм. L- и D-формы полукристаллические, твердые. DL-форма — аморфная. Скорости деградации PLA и PGA примерно одинаковы. PLA — более гидрофобен, чем PGA, и более устойчив к гидролитическим воздействиям. В основном используют L-изомер, так как он лучше усваивается организмом. PLA при разложении образует молочную кислоту, которая присутствует в организме в нормальных условиях. Она, в свою очередь, разлагается в цикле трикарбоновых кислот на воду и углекислый газ. Сополимеры полимолочной и полигликолевой кислот менее устойчивы к гидролизу, чем каждый из полимеров в отдельности, они были одобрены Агентством по контролю за лекарствами и продуктами питания США как первые безопасные биоматериалы для тканевой инженерии и используются для восстановления дефектов костной и хрящевой ткани в клинической практике. На сегодняшний день семейство алифатических полиэфиров обладает наилучшей биологической совместимостью среди биорезорбируемых полимеров, и они были выбраны нами в качестве материалов для формирования матриц.

На скорость деградации полимеров влияет много различных факторов: морфология полимера, молекулярная масса, архитектура, физиологические условия и т.д. Данные по скоростям деградации, которые приводятся фирмами производителями, являются приблизительными, поскольку обычно не указываются размеры и формы исследуемых образцов и параметров испытаний. По этим данным можно только оценивать относительные скорости резорбции. Известно, что скорость биодеградации возрастает с уменьшением молекулярной массы полимера. Скорость биодеградации PCL значительно ниже, чем для PLA, PGA и их сополимеров. PCL применяется для процессов восстановления, требующих большой длительности, а также в качестве систем доставки лекарств с пролонгированным высвобождением.

Традиционные способы формирования матриц обладают рядом принципиальных недостатков, обусловленных как применением токсичных органических растворителей, так и использованием высокой (100°С и выше) температуры в процессе их производства. В первом случае, воздействие растворителя может приводить к изменению биохимических свойств полимеров. Помимо этого, наличие токсичных следов растворителей в конечном продукте может инициировать как местную, так и системную иммунную реакцию организма. Во втором случае высокая температура может приводить к неконтролируемому изменению свойств самой полимерной матрицы. Кроме того, применение высокотемпературных технологий резко сужает круг практически ценных, но термолабильных биоактивных соединений, которые могли бы быть введены в полимерные матрицы и использованы для решения широкого круга биомедицинских проблем.

Основным преимуществом метода формирования полимерных матриц с использованием СКФ-технологий является то, что с их помощью можно проводить обработку различных биополимеров при умеренных давлениях и физиологических температурах при отсутствии каких-либо токсичных компонентов. Например, у экологически чистой сверхкритической двуокиси углерода (ск-С02) критическая температура Ткр=31°С, а критическое давление Ркр=7,3 МПа.

После обработки в сверхкритической среде диоксид углерода легко и практически без остатка может быть удален из полимера простым сбросом давления ниже критического значения. Методологически сухая и низкотемпературная (около 40°С) технология формирования полимерных матриц в ск-СО2 основана на явлениях снижения температуры стеклования Tg, пластификации, набухания и/или вспенивания аморфных и полукристаллических полимеров при их взаимодействии со сверхкритическим диоксидом углерода. В этих условиях частицы полимеров интегрируются между собой, и при сбросе давления CO2 и выходе из сверхкритического состояния образуется монолитная структура. В процессе формировании матриц в CK-CO2 при определенных режимах сброса давления CO, до атмосферного значения может происходить формирование пористой структуры. Таким образом, СКФ-технологии позволяют управлять пористостью полимерных структур путем изменения условий их обработки в ск-СО2, а применение индивидуальных пресс-форм позволяет изготавливать матрицы заданной формы.

Формирование полимерных матричных структур обычно осуществляется в установке с камерой высокого давления, типичная схема которой представлена на рис. 1.

Для модификации в среде CK-CO2 могут применяться стандартные исходные биодеградируемые полимеры PCL, PLA и др. Обычно полимеры предварительно размалываются в ротационной мельнице с использованием для охлаждения сухого льда. Размолотые порошки просеиваются через набор сит с целью отбора фракций с размерами частиц менее 200 мкм. После чего порошки полимеров засыпаются в ячейки пресс-форм, изготовленных из высокомолекулярного, нереакционноспособного полимера.

Полученные таким образом образцы представляют собой твердые пористые структуры, чья пористость определяется плотностью заполнения ячеек пресс-формы порошком исходного полимера и может составлять от 25 до 70%. Стоит отметить, что пористость матриц, получаемых с использованием ск-СО2, формируется во время сброса давления в камере. Характер пор, их размер и распределение зависят от параметров процесса и свойств материала.

В качестве примера на рис. 2. представлены образцы матриц различной пористости, полученные при плотном заполнении ячеек пресс-форм и с уменьшенной навеской порошковой смеси. Микрофотографии структуры образцов матриц, полученных в ск-СО2 из различных полимеров, представлены на рис. 3 и 4. В матрицах, сформированных из полилактида и полилактогликолида (рис. 3) при одинаковых условиях, структура пор будет близкой. В то же время, как представлено на рис. 4, уменьшением скорости сброса давления можно получать поры более мелкого масштаба.

Таким образом, метод СКФ вспенивания представляет собой удобный и доступный способ создания матриксов для регенеративной медицины. Основным преимуществом описанного метода является возможность использования биодеградируемых полимеров без их химической модификации. Другим преимуществом метода СКФ является возможность единовременного получения серий образцов с разными линейными размерами, задаваемыми формой вставок, что значительно повышает время приготовления скаффолда. Помимо этого, низкие энергетические затраты делают способ СКФ-вспенивания одним из наиболее перспективных методов «зеленой химии». Также стоит отметить возможность введения в скаффолд различных биоактивных веществ на стадии его синтеза, например факторов роста или кальций-фосфатных соединений.