CC BY
262
■■■ ■MINI 4- I ■ ■ СШ
Синтетические биоматериалы на основе полимеров органических кислот в тканевой инженерии
A.B. Волков
В последнее время все большими темпами идет развитие биотехнологий, в том числе и медицинской биотехнологии. Изучение механизмов регенерации тканей и органов, поиск новых технологий, которые могли бы восстановить утраченную функцию какого либо органа или системы, привели к появлению новых отраслей, возникших на стыке биотехнологии и медицины - тканевой инженерии, регенеративной медицины и органогенеза. Эти науки изучают создание органов и тканей de novo. В их основе лежит принцип трансплантации клеток на матрицах-носителях. Матрица-носитель или матрикс - представляет собой синтетический или биологический комплекс для обеспечения механической прочности конструкции с заданными свойствами, трехмерного ориентирования нанесенной на него клеточной культуры. Основными критериями биологически совместимой матрицы для создания тканеинженерной конструкции должны быть: отсутствие цитотоксичности, поддержание адгезии, фиксации, пролиферации и дифферен-цировки, помещенных на ее поверхность клеток, отсутствие эффекта поддержания воспаления, в том числе иммунного, достаточная механическая прочность в соответствии с назначением, биорезорбируемость обычными метаболическими путями, например, ферментативным или гидролизом [1, 4-10, 15-18, 20, 22, 25-27].
Одними из первых материалов для тканевой инженерии стали биодеградируемые синтетические биоматериалы на основе полимеров органических кислот. Благодаря своим химическим и физическим свойствам они позволяют получать из них широкий спектр конструкций, таких, как сетки, пористые матрицы, пленки и нетканые материалы. Сетчатые конструкции в основном используются как армирующий материал в комбинированных графтах, так как большие в диаметре нити не позволяют культивировать на них необходимое количество клеток. Они могут размещаться с большей или меньшей плотностью только в узлах решетки, что недостаточно для преследуемых исследователем целей. Нетканые материалы представляют собой материал, сходный по структуре с ватой, тонкие нити, переплетенные между собой, обеспечивают достаточную прочность и фиксацию клеток в 3D пространстве. Пористые материалы получают смешиванием полимеров с так называемыми порогенами -веществами, которые вымываются иными, чем полимер, растворителями, например, NaCl и вода. PGA, растворенный в своем растворителе [хлороформ], соединяется с нужными по размеру кристаллами соли. После того, как улетучивается хлороформ и затвердевает полимер, его опускают в растворитель для порогена [воду]. Вода растворяет соль и в местах присутствия кристаллов образуются поры. Пористые материалы подходят для получения эквивалентов таких тканей, как костная и хрящевая. Пленки из полимеров органических кислот позволяют получить лишь 2D конструкции, которые могут быть использованы и для создания эквивалентов эпителиальных тканей и как армирующий элемент.
Биодеградируемые полиэстеры - семейство биодегра-дируемых материалов, состоящих из цепи повторяющихся остатков короткоцепочечных органических кислот, таких, как молочная и гликолелиевая. В состав полимера может вхо-
дить как один тип кислотного остатка - PGA, PLA, так и их сочетание в различных пропорциях, например PGLA 30/70.
В медицинской практике эти полимеры нашли широкое применение в виде шовного материала, армирующих конструкций, сеток для герминопластики. Первым коммерческим продуктом был шовный материал под названием Dexon TM и Vicryl [American Cyanamid Co.).
PGA - твердый, термопластичный материал, температура плавления 225 градусов. Благодаря высокой кристалличности [40-50%) он не растворим в большинстве органических растворителей. Биодеградация полимера происходит путем гидролиза до углекислого газа и воды [рис. 1), с некоторым повышением pH окружающих тканей [11], а также выводится в виде мономера. Механическая прочность сохраняется максимум до 21 - 29 дня, с потерей массы до 40% к этому периоду. Материал не обладает цитотоксическими свойствами, поддерживает адгезию и пролиферацию клеток, а также в некоторой степени обладает остеоиндуктивными свойствами. Из этого материала могут быть изготовлены матрицы различной структурной организации [рис. 2, 3).
Рис. 1. Схема гидролиза PGLA. Продукты гидролиза не токсичны и участвуют в цикле Кребса с образованием углекислого газа и воды
Семейство PLA - включает полимеры из остатков молочной кислоты, представлено целой плеядой продуктов, отличающихся своими свойствами, благодаря изоформам и количеству молекул в полимере [табл. 1). По своим химическим, физическим и биологическим свойствам этот полимер близок к PGA, однако уступает ему в прочности и скорости гидролизной резорбции, которая у него ниже.
Рис. 2. Волокнистая (нетканая) матрица из PGA. Сканирующая электронная микроскопия (СЭМ)
Рис. 3. Губчатая матрица из PLA. СЭМ
I I I I I
Мини-обзоры
Наилучшими же показателями обладают сополимеры PGA и PLA [PDLA) - PGLA [PGDLA). В зависимости от процентного соотношения молочной и кликолевой кислот можно менять свойства продукта, например, пластичность, прочность, срок биодеградации и др. В течение длительного времени производилось тестирование этих полимеров с различными типами клеток. Было установлено, что данные материалы могут служить матрицей для создания тканеинженерных конструкций мышечной, хрящевой, костной и эпителиальной тканей. Особое место полимеры на основе молочной и кликолевой кислот заняли в реконструктивной хирургии и регенеративной медицине. Они используются для восстановления дефектов костной и хрящевой ткани в клинической практике [1, 6-10, 15, 19, 25-27] и были одобрены FDA [Агентством по контролю за лекарствами и продуктами питания США) как безопасные материалы для тканевой инженерии [28].
Поликапролактон [PCL) - еще один представитель семейства полиэстеров [рис. 4). Полупрозрачный полимер с температурой плавления ме-п нее 60 градусов [см. табл. 1). Срок
Рис. 4. биодеградации составляет около 3
Формула PCL лет. Эти свойства позволяют получать
?
о = (Ш2) — С
достаточно пластичные конструкции, обеспечивающие длительную механическую прочность и поддержку. Кроме того, полимер обладает отчетливыми остеоиндуктивными свойствами, и на нем беспрепятственно адгезируются малодифференцированные мезенхимальные клетки [рис. 5). Коммерческий препарат, применяемый в здравоохранении, MONOCRYL, Ethicon Inc. - шовный материал для хирургии.
Рис. 5.
Фибробластоподобные клетки, адгезировавшие в условиях культуры к гранулам капролактона (А) и к пористому капролактону (В). СЭМ
Таблица 1. Свойства биодеградируемых полимеров
Полимер Температурные и механические свойства Время деграда- ции (месяцы) Продукты деградации Примечания
tплавления (°C) t кристаллизации (°C) прочность
Poly(glycolic acid), PGA 225—230 35—40 7,0 GPa 6—2 Glycolic acid, CO2, H2O Большое количество исследований показали, что данные препараты не имеют выраженной цитотоксичности, хотя и снижают pH среды во время гидролиза. Преимущество - полный гидролиз до углекислого газа и воды, обычными метаболическими путями
Poly(l-lactic acid), PLLA 173—178 60—65 2,7 GPa >24 l-lactic acid, CO2, H2O
Poly(d,l-lactic acid), PLDA Аморфный 55—60 1,9 GPa 12—16 d,l-lactic acid, CO2, H2O
Poly(d,l-lactic-co-glycolic acid)(85/15), PDLGA85/15 Аморфный 50—55 2,0 GPa 5—6 d,l-lactic acid b glycolic acid, CO2, H2O
Poly(d,l-lactic-co-glycolic acid)(85/15), PDLGA85/15 Аморфный 50—55 2,0 GPa 4—5 d,l-lactic acid и glycolic acid, CO2, H2O
Poly(d,l-lactic-co-glycolic acid)(85/15), PDLGA85/15 Аморфный 45—50 2,0 GPa 3—4 d,l-lactic acid и glycolic acid, CO2, H2O
Poly(d,l-lactic-co-glycolic acid)(85/15), PDLGA85/15 Аморфный 45—50 2,0 GPa 1—2 d,l-lactic acid и glycolic acid, CO2, H2O
Poly(capro- lactone), PCL 58—63 60—65 0,4 GPa >24 Caproic acid, CO2, H2O Тканесовместимый полимер с низкой цитотоксичностью
Poly(propylene fumarate) 2—30 MPa В зависимости от формулы, может достигать несколько месяцев Fumaric acid, propylene glycol и poly(acrylic acid-co-fumaric acid) Вызывает умеренные местные воспалительные реакции, реакцию на инородное тело, фиброз
■■■■■ и и и 4- ■■ тп
Мини
Полипропилен фумарат - достаточно прочный, пластичный полимер, также предназначенный для длительной поддержки механической прочности конструкции в течение как минимум 200 дней. Биодеградация происходит ферментативным гидролизным путем, но, в отличие от предыдущих материалов, не влияет на pH окружающих тканей при биодеградации. К существенным недостаткам можно отнести образование фиброзной капсулы как ответ на инородное тело, что оказывается неблагоприятным в ряде ситуаций [12, 14].
Таким образом, в настоящем обзоре представлены основные разновидности органических полимерных био-деградируемых материалов для тканевой инженерии. Наиболее яркими представителями, зарекомендовавшими себя как в экспериментальных, так и в клинических исследованиях, являются полиэфиры молочной и кликолевой
кислот. Кроме того, данные материалы одобрены FDA как безопасные материалы для тканеинженерных конструкций. Однако их недостатки, такие, как повышение pH окружающих тканей при гидролизе, недостаточная механическая прочность, ограничивают использование и не позволяют их применять как универсальный материал для матриц и подложек. Несмотря на некоторые минусы, еще в течение длительного времени они смогут составить значительную конкуренцию другим полимерам. К сегодняшнему дню матрицы на основе PGA, PLA и PGLA [PGDLA] легли в основу создания таких органов и тканей, как кожа, кость, хрящ, сухожилие, поперечно-полосатая, гладкая и сердечная мышца, тонкая кишка и др. и продолжают свое триумфальное шествие по просторам регенеративной медицины. Другие же представители семейства полиэстеров займут, по-видимому, свое место в структуре биоматриц.
ЛИТЕРАТУРА
1. Agrawal C.M., Athanasiou K.A., Heckman J.D. Biodegradable PLA/PGA polymers for tissue engineering in orthopaedica. Material Science Forum 1997; 250: 115-28.
2. Alcock H.R. Inorganic-organic polymers as route to biodegradable materials. Macromol. Symp. 1999; 144: 33-46.
3. Andriano K.P., Tabata Y., Ikada Y., Heller J. In vitro and In vivo comparison of bulk and surface hydrolysis in absorbable polymer scaffolds for tissue engineering. J. Biomed. Mater. Res. 1999; 48: 602-12.
4. Attawia M.A., Uhrich K.E., Botchwey E. et al. Cytotoxocity testing of poly(anhydride) for orthopaedic applications. J. Biomed. Mater. Res. 1995; 29: 1233-40.
5. Behravesh E., Yasko A.W., Engle P.S., Mikos A.G. Synthetic biodegradable polymers for orthopaedic applications. Clin. Orthop. 1999; 367S: 118-85.
6. Bostman O.M. Osteolytic changes accompanying degradation of absorbable fracture fixation implants. J. Bone Joint Surg. 1991; 73B: 679-82.
7. Bostman O.M. Intense granulomatous inflammatory lesions associated with absorbale internal fixation devices made of polyglycolide in ankle fractures. Clin. Orthop. 1992; 278: 178-99.
8. Bostman O., Paivaarinta U., Partio E. et al. Degradation and tissue replacement of an absorbable polyglycolide screw in the fixation of rabbit osteomies. J. Bone Joint Surg. 1992; 74A: 1021-31.
9. Bostman O., Partio E., Hirvensalo E., Rokannen P. Foreign-body reactions to polyglycolide screws. Acta Orthop. Scand. 1992; 63: 173-6.
10. Burg K.J.L., Porter S., Kellam J.F. Biomaterials development for bone tissue engineering. Biomaterials 2000; 21: 2347-59.
11. Chu C.C. The in vitro degradation of poly[glycolic acid) sutures- effect of pH. J. Biomed. Mater. Res. 1981; 15: 795-804.
12. Domb A.J. Poly[propylene glycol fumarate) compositions for biomedical applications. United States Patent 1989; 4888; 413: 1-31.
13. Domb A.J., Langer R. Polyanhydrides I: Preparation of high molecular weight polyanhydrides. J. Polym. Sci., Part A, Polymer Chem. 1987; 25: 3373-86.
14. Frazier D.D., Lathi V.K., Gerhart T.N., Hayes W.C. Ex vivo degradation of a poly[propylene glycol-fumarate) biodegradable particulate composite bone cement. J. Biomed. Mater. Res. 1997; 5; 35[3):383-9.
15. Gogolewski S., Pennings A.J. An artificial skin based on biodegradable
mixtures of polylactides and polyurethanes for full-thickness skin wound covering. Makromol. Chem. Rapid. Commun. 1983; 4: 675-80.
16. Jen A.C., Peter S.J., Mikos A.G. Preparation and use of porous poly[a-hydroxyester scaffolds for bone tissue engineering. In: Tissue Engineering Methods and Protocols. Morhgan J.R, Yarmush M.L eds Humana Press, Totowa: 1999; 133-40.
17. Kronenthal R.L. Biodegradable polymers in medicine and surgery. Polymer Sci. Technol. 1975; 8: 119-37.
18. Laurencin C.T., El-Amin S.F., Ibim S.E. et al. A highly porous 3-dimentional polyphophazene polymer matrix for skeletal tissue regeneration. J. Biomed. Mater. Res. 1996; 30: 133-8.
19. Peter S.J., Miller M.J., Yaszemski M.J., Mikos A.G. Poly[propylene fumarate). In: Handbook of Biodegradable Polymers. Domb A.J., Kost J., Wiseman D.M. eds. Harwood Academic Publishers, Amsterdam: 1997; 87-98.
20. Skarja G.A., Woodhouse K.A. Synthesis and characterization of degradable polyurethane elastomers containing an amino acid-based chain extender. J. Biomater. Sci. Polym. Ed 1998; 9: 271-95.
21. Temenoff J.S., Mikos A.G. Injectable biodegradable materials for orthopedic tissue engineering. Biomaterials 2000; 21: 2405-12.
22. Thomson R.C., Wake M.C., Yaszemski, Mikos A.G. Biodegradable polymer scaffolds to regenerate organs. Adv. Polymer. Sci. 1995; 122: 245-74.
23. Van Sliedregt A., van Blitterswijk C.A., Hesseling S.C. et al. The effect of the molecular weight of polylactic acid on in vivo biocompatibility. Adv. Biomaterials 1990; 9: 207-12.
24. VanSliedregt A., Radder A.M., deGroot K., Van Blitterswijk C.A. In vitro biocompatibility testing of polylactides Part I: Proliferation of different cell types. J. Mater. Sci.: Mater. Med. 1992; 3: 365-70.
25. William D.F., Mort E. Enzyme-accelerated hydrolysis of polyglycolic acid. J. Bioeng. 1977; 1: 231-8.
26. Wong W.H., Mooney D.J. Synthesis and properties of biodegradable polymers used as synthetic matrices for tissue engineering. In: Synthetic Biodegradable Polymer Scaffolds. Atala A., Mooney D., eds. Burkhauser, Boston; 1997: 51-84.
27. Yazemski M.J., Payne R.G., Hayes W.C. et al. Evolution of bone transplantation: molecular, cellular and tissue strategies to engineer human bone. Biomaterials 1996; 17: 175-85.
28. Gunatillake P.A., Adhikari R. Biodegradable synthetic polymer for tissue engineering. European Cells and Materials 2003; 5: 1 -16.
