CC BY
48
Антибактериальные покрытия хирургических имплантатов:
радиационно-химический аспект
УДК 541.64:544.72.023.2
Резюме. Определены зависимости характеристик молекулярной и надмолекулярной структуры поли-Ь-лактида от величины поглощенной дозы при воздействии на полимер потока ускоренных электронов в условиях, обеспечивающих равномерное распределение поглощенной дозы ионизирующего излучения по объему облучаемого образца и исключающих его нагрев до температуры, превышающей температуру стеклования. Установлено, что наиболее существенное влияние на перестройку молекулярной и надмолекулярной структуры П-Ь-Л при нанесении антибактериальных слоев на хирургические имплантаты из активной газовой фазы оказывает тепловая составляющая высокоэнергетического радиационного воздействия. Ключевые слова: поли-Ь-лактид, антибактериальное покрытие, хирургический имплантат, биоцидная добавка.
К числу материалов, широко используемых в современной медицине, относятся хирургические имплантаты - изделия, которые на длительный срок вводятся в тело человека путем хирургического вмешательства [1]. В последнее время много внимания уделяется созданию для них антибактериальных покрытий, предотвращающих микробную колонизацию. Известно, что применение имплантатов сопровождается формированием на их поверхности так называемых бактериальных пленок, представляющих собой конгломерат из микроорганизмов и продуктов их жизнедеятельности, вызывающих развитие воспалительных процессов и существенно осложняющих лечение [2]. Эффективный способ предотвращения появления биопленок -защита поверхности изделия полимерными слоями, содержащими биоцидные добавки, способные уничтожать вредные микроорганизмы. Функция полимера в таком покрытии - в течение длительного времени обеспечивать концентрацию биоцидных веществ, необходимую для предотвращения образования бактериальных конгломератов. Основой антибактериальных
покрытий могут быть различные синтетические полимеры, в том числе полилактиды - биодегра-дируемые полимеры молочной кислоты [3].
Обычно защитные слои создаются из растворов полимеров. Однако растворители полилак-тидов (хлороформ и т.п.) небезопасны для человека, что препятствует широкому использованию имплантатов с подобными покрытиями в клинической практике. Значительно более перспективным методом формирования антибактериальных покрытий является осаждение смеси полимеров и биоцидных добавок из активной газовой фазы, включающее в качестве основных стадий электронно-лучевое диспергирование исходных веществ в вакууме, перевод их в газовую фазу и осаждение продуктов диспергирования на поверхности имплантата [4, 5].
Важное место в технологии получения антибактериальных покрытий из активной газовой фазы занимает использование добавок поли-Ь-лактида (П-Ь-Л) [6, 7]. Показано: осажденный на поверхность изделия П-Ь-Л находится в аморфном фазовом состоянии, это улучшает транспортные свойства композиционного покрытия по отношению к биоцидным добавкам. Можно предположить, что наиболее вероятная причина
аморфизации П-Ь-Л при осаждении - изменение его молекулярной структуры, в частности снижение длины полимерной цепи и увеличение содержания D-звеньев в макромолекулах, происходящее в результате высокоэнергетического воздействия, которое данный полимер испытывает в процессе формирования покрытия из активной газовой фазы [8].
Однако до сих пор невыясненным остается вопрос о том, какая именно составляющая высокоэнергетического воздействия - радиационная или тепловая - оказывает наиболее существенное влияние на перестройку молекулярной и надмолекулярной структуры П-Ь-Л. В настоящей работе предпринята попытка оценить вклад радиационной составляющей. Для исключения тепловой составляющей отдельно исследовали поведение полимера в поле электронного излучения, подбирая условия таким образом, чтобы нагрев облучаемого образца был минимальным.
Сведения о влиянии пучка ускоренных электронов на П-Ь-Л, имеющиеся в литературе, носят разрозненный характер. Кроме того, в опубликованных работах не в полной мере представлена информация о температуре облучаемого образца, которая при высокой мощности излучения может значительно превышать температуру окружающей среды, а также о степени равномерности распределения поглощенной дозы (Д) по его объему.
Цель нашей работы заключалась в установлении зависимости характеристик молекулярной и надмолекулярной структуры П-Ь-Л от величины Д при воздействии на полимер потока ускоренных электронов в условиях, обеспечивающих равномерное распределение поглощенной дозы ионизирующего излучения по объему облучаемого образца и исключающих его нагрев до температуры, превышающей температуру стеклования полимера. В качестве исходного использовали промышленный П-Ь-Л марки 4043D (Nature Works LLC, США). Исследуемые образцы представляли собой гранулы эллипсоидальной формы с линейным размером вдоль большой и малой осей 2,5-2,8 и 4,5-4,9 мм соответственно. Средняя масса одной гранулы составляла 0,17 г. Источником ускоренных электронов был многоцелевой линейный ускоритель УЭЛВ-10-10. Величины токов задающего генератора развертки, пучка электронов и первой пластины монитора равнялись 21, 820 и 620 мкА соответственно.
Гранулы полимера помещали в полиэтиленовые пакетики размером 6 х 8 см, герметичность которых обеспечивалась застежками Zip-Lock. Облучение пакетиков проводили в поддоне формата 45 х 70 см с бортиками высотой 10 см, изготовленном из алюминия толщиной 2 мм. Пакетики укладывали в четыре ряда по 9 штук в одном ряду (занимаемая ими общая площадь - 32 х 54 см). Поддон помещали на транспортерную ленту таким образом, чтобы его ширина совпадала с направлением движения конвейера под электронным пучком ускорителя. Суммарная масса гранул полимера в каждом пакетике составляла 7 г, позволяя обеспечить толщину облучаемого П-Ь-Л, равную меньшему линейному размеру отдельной гранулы (2,5-2,8 мм). В специальных опытах с использованием дозиметрических пленок было установлено, что на движущемся поддоне неравномерность распределения поглощенной дозы по объему П-Ь-Л определяется в основном только толщиной насыпки гранул, причем при толщине облучаемого поли-Ь-лактида около 3 мм максимальная неравномерность поглощенной дозы Д не превышает 15%.
Для обеспечения точного контроля величин Д и исключения перегрева образцов применяли специальный режим облучения. Поддон с образцами за один цикл облучения трижды проходил под пучком (вперед -назад - вперед), получая за каждый проход 33-34 кГр (в сумме ~ 100 кГр), затем на время выводился из зоны облучения для контроля температуры, остывания, других необходимых процедур и снова отправлялся на облучение. Нагрев образцов при этом не превышал 45 °C при температуре окружающей среды ~ 12 °C. Кроме того, режим облучения позволял использовать для точного определения величин Д дозиметрические пленки СО ПД(Ф)Р 30/200 производства Всероссийского НИИ физико-технических и радиотехнических измерений и Fujifilm FTR-125 (Япония), аттестованные для замеров в полях электронного излучения в диапазоне доз от 30 до 200 кГр и от 5 до 300 кГр соответственно.
Величины средневязкостной молекулярной массы <Mv> и среднемассовой молекулярной массы <Mw> П-Ь-Л определяли методом капиллярной вискозиметрии. Для установления характеристической вязкости [г|] использовали растворы полимера в хлороформе с концентрацией 0; 0,5; 1,0; 1,5 и 2 г/дл. Измерения проводили при 30 °С с помощью вискозиметра
Оствальда (диаметр капилляра 0,56 мм). Значения <МУ> и <М„> образцов рассчитывали по уравнению:
lg [П] = lg К + а lg [M],
(1)
где константы К равны 1,3Ь10-4 и 1,53-10-4 дл/г, константы а - 0,777 и 0,759 при расчете величин <М„> и <М„> соответственно [9].
Среднечисловая молекулярная масса <Мп> была рассчитана из уравнения:
<МУ> = <Мп> [(1+а) Г (1+а)]1/а, (2)
где Г - гамма-функция, а = 0,777 [10].
Индекс полидисперсности (<М„>/<Мп>) принимался равным двум. Радиационно-химический выход деструкции 05 устанавливали из зависимости среднечисловой молекулярной массы облученного полимера <Мп, д> от величины Д [11]:
1/<Мп, д> = 1/<Мп, о> + 05 • Д • 1,038 • 10-7, (3)
где <Мп, д> и <Мп, 0> - среднечисловая молекулярная масса (г/моль) после и до облучения, соответственно; Д - поглощенная доза (кГр).
Содержание О-звеньев в макромолекулах П-Ь-Л (хс) находили методом поляриметрии. Угол оптического вращения (а0) и удельное оптическое вращение ([а0]) растворов полимера в хлороформе определяли при 25 °С на автоматическом поляриметре АТАОО АР-300 в ячейке длиной 100 мм при длине волны 589,3 нм. Величину хс вычисляли по уравнению:
xd, % ={([ао]1 - Kb) / 2[a0]i} х 100,
(4)
где [ао]1 и [ао]2 - удельное оптическое вращение образца П-Ь-Л, не содержащего D-звеньев, и исследуемого образца П-Ь-Л соответственно.
Характеристики фазовой структуры П-Ь-Л определяли методами дифференциальной сканирующей калориметрии и рентгенографии. Термограммы порошков, полученных опиливанием гранул, записывали в воздушной атмосфере на приборе NETZSCH STA 449C в интервале температур 30-500 °С со скоростью нагрева 5 °С/мин. Рентгенограммы в широких углах образцов П-Ь-Л регистрировали при комнатной температуре на дифрактометре Empyrean (PANalytical, Нидерланды) в интервале 20 от 5 до 50 градусов, используя излучение CuKa (X = 0,154 нм).
0 200 400 600 800 1000 1200
Д, кГр
Как видно на рис. 1, средневязкостная молекулярная масса П-Ь-Л уменьшается по мере возрастания дозы облучения, причем на кривой зависимости величины <Mv> от Д можно выделить два участка: при облучении дозой 120 кГр <Mv> снижается почти в 10 раз, тогда как в интервале доз от 120 до 1200 кГр - не более чем вдвое. Снижение <Mv> П-Ь-Л с увеличением поглощенной дозы свидетельствует о преимущественном разрыве цепей полимера под действием высокоэнергетического пучка электронов.
Количественной характеристикой процесса радиационной деструкции полимеров является радиационно-химический выход деструкции цепей Gs, который определяется по уравнению (3) как число разрывов цепи в макромолекуле в результате поглощения 100 эВ излучения. Согласно литературным данным, величина Gs при воздействии пучка ускоренных электронов на П-Ь-Л составляет 0,12-0,52. Существенные разбежки в значениях Gs обусловлены тем, что исходные образцы различались по молекулярной массе и содержанию D-изомера. Кроме того, приведенные в источниках величины относятся к образцам в различной форме (гранулы, порошки, пленки) и измерены в разных интервалах поглощенных доз. Поэтому Gs мы определяли по тангенсу угла наклона графика зависимости 1/<Mn, д> - 1/<Mn, о> от Д (рис. 2), при этом использовали величины <Mn, о> и <Mn, д>,
3,5
2,8
2,1
л 1,4
0,7
200
400
600 Д, кГр
800
1000
1200
Рис. 1.
Зависимость средневязкостной молекулярной массы П4-Л от поглощенной дозы
Рис. 2.
Зависимость разности величин 1/<Мп,д> и 1/<Мп,о> от поглощенной дозы
0
Рис. 3. Зависимость содержания 0-звеньев в макромолекулах П-1-Л
от поглощенной дозы
16
12
3 8
0 200 400 600 800 1000 1200
Д, кГр
рассчитанные по уравнению (2). Величина 05 для П-Ь-Л в интервале поглощенных доз 120— 1200 кГр составила 2,2±0,2, что не слишком сильно отличается от известных максимальных значений 05 для П-Ь-Л, подвергнутого действию ускоренных электронов.
В доступной нам литературе отсутствуют сведения о влиянии ионизирующего излучения на содержание О-звеньев в макромолекулах П-Ь-Л. Полученные в настоящей работе экспериментальные данные (рис. 3) доказывают: содержание О-звеньев в макромолекулах в исследованном диапазоне доз линейно возрастает, достигая 13,3% при дозе 1200 кГр. В соответствии с [11], при таком уровне в цепях П-Ь-Л не исключена аморфизация.
Однако результаты изучения фазовой структуры исходного образца П-Ь-Л и образцов, подвергнутых воздействию пучка ускоренных электронов, говорят о том, что кристалличность полимера при облучении не исчезает. Об этом свидетельствует присутствие пика плавления кристаллитов П-Ь-Л с максимумом при 114 °С на термограмме образца, облученного дозой 1200 кГр, а также практически полное совпадение рентгенограмм образцов исходного П-Ь-Л и П-Ь-Л, облученного дозами 120 и 1200 кГр.
ЛИТЕРАТУРА
1. ГОСТ Р ИСО 14630-2011. Имплантаты хирургические неактивные. Общие требования.- М.,2011.
2. Kaali P., Strömberg E., Karlsson S. Prevention of biofilm associated infections and degradation of polymeric materials used in biomedical applications // Biomedical Engineering, Trends in Materials Science / edit. A. Laskovski / Rijeka (Croatia), In Tech Europe. 2011. Р. 513-540.
3. Gollwitzer H., Ibrahim K., Meyer H. Antibacterial polyffi ¿-lacticacid) coating of medical implants using a biodegradable drug delivery technology // J. Antimicrob. Chemother. 2003. V. 51, N 3. P. 585-591.
4. Ярмоленко М.А., Рогачев А.А., Лучников П.А. и др. Микро- и нанокомпозиционные полимерные покрытия, осаждаемые из активной газовой фазы / под ред. А.В. Рогачева.- М., 2016.
5. Rogachev A.A., Yarmolenko M.A., Rogachou A.V., Tapalski D.V., Liu X., Gorbachev D.L. Morphology and structure of antibacterial nanocomposite organic-polymer coatings deposited from active gas phase // RSC Adv. 2013. V. 3, N28. P. 11226-11233.
6. Тапальский Д.В., Бутовская Г.В., Круль Л.П. и др. Новое антибактериал^е покрытие на основе смеси полиуретана с по-ли-[-лактидом // Докл. НАН Беларуси. 2013. Т. 57, №4. С. 89-95.
7. Круль Л.П., Бутовская Г.В., Рогачев А.А., Тапальский Д.В. Структура и свойства поли-1-лактида в тонкопленочном состоянии // Химия новых материалов и биологически активных веществ / под общ. ред. Д.В. Свиридова.- Минск, 2016. С. 268-286.
8. Круль Л.П., Бутовская Г.В., Шахно О.В., Рогачев А.А., Рогачев А.В., Тапальский Д.В., Скаковский Е.Д., Тычинская Л.Ю. Механизм формирования полилактидных покрытий из активной газовой фазы // Докл. НАН Беларуси. Т. 60, №3. С. 63-69.
9. Dorgan J.R., Janzen J., Knauss D.M., Hait S.B., Limoges B.R., Hutchinson M.H. Fundamental solution and single-chain properties of polylactides // J. Polym. Sci., Part B: Polym. Phys. 2005. Vol. 43, N21. P. 3100-3111.
10. Schaefgen J.R., Flory P.J. Synthesis ofmultichain polymers and investigation oftheir viscosities // J. Am. Chem. Soc. 1948. Vol. 70, N8. P. 2709-2718.
11. Buchatip S., Petchsuk A., Kongsuwan K. Synthesis and mechanical properties of poly (LLA-co-DLLA) copolymers // J. Met. Mater. Miner. 2008. Vol. 18. P. 175-180.
Полученные данные подтверждают: несмотря на значительное увеличение содержания D-звеньев в макромолекулах П-1-Л, аморфизация полимера при действии на него пучка ускоренных электронов, в отличие от действия этого пучка совместно с нагреванием, которое характерно при нанесении полилактидсодержа-щих покрытий на хирургические имплантаты из активной газовой фазы, не осуществляется.
Таким образом, установлено, что более ощутимое влияние на перестройку молекулярной и надмолекулярной структуры П-1-Л, происходящую при осаждении антибактериальных слоев на хирургические имплантаты из активной газовой фазы и обеспечивающую необходимую скорость выделения биоцидных добавок из покрытия, оказывает тепловая составляющая высокоэнергетического радиационного воздействия. СИ
Статья поступила в редакцию 23.05.2017 г.
Леонид Круль,
заведующий кафедрой высокомолекулярных соединений БГУ, доктор химических наук, профессор; [email protected]
Леонид Рогинец,
старший научный сотрудник лаборатории радиационно-химических процессов Объединенного института энергетических и ядерных исследований - Сосны НАН Беларуси; [email protected]
Галина Бутовская,
ведущий научный сотрудник лаборатории структурно-химического модифицирования полимеров НИИ физико-химических проблем БГУ, кандидат химических наук, доцент; [email protected]
Алексей Ермолинский,
студент химического факультета БГУ; [email protected] Людмила Резникова,
заведующая учебной лабораторией кафедры высокомолекулярных соединений БГУ; [email protected]
http://innosfera.by/2017/11/Antibacterial_coatings
Poly(Mactic acid) has been irradiated by electron beam provided a uniform distribution of a radiation dose through the sample bulk as well as prevention of the sample heating above the polymer glass temperature was observed. The dependences of poly(Mactic acid) molecular and supramolecular structure characteristics (average molecular weight, D-units content in the macromolecules, crystallite melting temperature, the position of crystal reflexes in WAXD patterns) on the dose absorbed have been determined. The thermal component of high radiation exposure has been established to have the most significant impact on the poly(Mactic acid) structure rearrangement during antibacterial coatings deposition on surgical implants from active gas phase to ensure the required biocide additives release rate from the coatings.
4
