В оториноларингологии, стоматологии и челюстно-лицевой хирургии все чаще применяют аппликационные средства пролонгированного действия на полимерной основе, представляющие собой депо-материалы [2, 5, 8]. Для этой цели применяют биополимерные покрытия, являющиеся не только «носителями» лекарственных препаратов (ЛП), но самостоятельно функционирующие как «пролекарства» [1, 3].
Такими свойствами обладают биокомпозиции с ионогенной полисахаридной основой природного или полисахаридного происхождения: альгинат натрия (E401), альгинат калия (Е402), альгинат кальция (Е404) [4].
Технология получения депо-материалов на биополимерной основе, разработанная отечественными технологами (НПО «Текстильпрогресс») и внедренная в промышленном масштабе, является оригинальной, впервые осуществленной трансформацией технологии текстильной печати [6]. Особенно следует отметить универсальность технологии по отношению к вводимым в депо-материал ЛП, что позволяет в короткий промежуток времени выпускать широкий ассортимент депо-материалов, делать производство мобильным по отношению к определенным клиническим задачам [4, 7].
Для применения в практике оториноларингологии наиболее удобны, безопасны и эффективны перевязочные средства, в производстве которых не применяется текстильная основа. В ЛОР-хирургии актуально использование перевязочных материалов, которые не надо извлекать из полостей и ран. Перевязочные средства должны подвергаться биодеструкции, не раздражать и не травмировать подлежащие ткани.
Цель исследования – оценить в эксперименте свойства разработанных гидрогелевых депо-материалов, выполненных на основе альгината натрия, импрегнированных лекарственными препаратами, доказать безопасность и эффективность их использования в послеоперационном лечении ЛОР-органов.
Материалы и методы исследования
Оценку свойств перевязочных средств (ПС) проводили согласно стандартной серии ГОСТ РИСО 10993 2009, «Изделия медицинские. Требование безопасности. Методы санитарно-химических и токсикологических испытаний» – ГОСТ Р 52770-2007, «Изделия медицинские. Требование к образцам и документации, представляемым на токсикологические, санитарно-гигиенические испытания» – ГОСТ Р 51148-98.
В качестве биополимера для полифункциональных ПС «Колетекс» и «Колегель» был выбран альгинат натрия (ФС 42–3383–97, ТУ 15–544–83). Его доза – 6,25 мг/см2 – была определена техническими условиями производства [3].
По данным результатов исследований многих авторов альгинат натрия, содержащий большое количество микроэлементов, является пролекарством. Под альгиновым слоем не происходит некроза тканей, а под альгинатными повязками сокращается период некролиза нежизнеспособных тканей, что благоприятно влияет на течение раневого процесса [4].
Изучение свойств полимера проводили в соответствии со Стандартами серии ГОСТ Р. ИСО 10993-2009 «Оценка биологического действия медицинских изделий».
Выбор ЛП, импрегнируемых в перевязочные депо-материалы, обусловлен наличием обезболивающего и местного антимикробного действия, поскольку частота гнойной инфекции ЛОР-органов в настоящее время не имеет тенденции к снижению. Были выбраны ПС, отвечающие всем этим требованиям, содержащие антисептик диоксидин и местный анестетик лидокаин. Эти препараты входят в состав ПС, представляющих собой гелевые аппликации «Колетекс-АДЛ» и высокоструктурированные диски «Колегель-АДЛ-Ч-диски»:
– «Колетекс-АДЛ» – содержащий альгинат натрия (ТУ 15-544-83, ФСП 42-0372-3392-06) 1–4 %, импрегнированный смесью лекарственных препаратов: диоксидин 0,9 % (ФС 42-2308-97), лидокаин гидрохлорид (ВФС 42-2080-96, ФС 42-3180-95) 2,0 %. Концентрация лекарственных препаратов, содержащихся в ПС, соответствовала максимальным суточным дозам и особенностям технологии производства (токсикологическое заключение ГУП ВНИИИМТ № 115-13 от 17.09.2013 г.);
– «Колегель-АДЛ-Ч-диски» (ТУ 9393-022-58223785-2013) – содержит альгинат натрия (ТУ 15-544-83, ФСП 42-0372-3392-06) 1–4 %, диоксидин (ФС 42-2308-97) – 0,9 %, лидокаина гидрохлорида (ВФС 42-2080-96, ФС 42-3180-95) 2 %, экстракт черники сухой (ТУ 9370-009-44915798-06, ТУ 9199-029-17444221-06, ЛС-001387) – 1 % , кальций сернокислый, Ч (ТУ 6-09-706-76) – 0,1–2,0 %, глицерин (ФС 42-2202-84) – 30 %, вода дистиллированная (ГОСТ6709) до 100.
Результаты исследования и их обсуждение
Оценивали наиболее значимые физико-механические показатели ПС с точки зрения использования в хирургии при лечении послеоперационных ран ЛОР-органов и профилактики развития осложненного течения раневого процесса – деформацию, упругость, липкость, пиковое напряжение, время релаксации, силу сцепления, атравматичность.
Устойчивость к деформации обусловлена способностью полимера к внешнему сжатию (табл. 1).
Оценивали также упругость дисков – т.е. способность полимера принять исходную форму после сжатия (табл. 2). Упругость данного ПС 20 % при норме до 30 %.
Из данных, представленных в таблицах, следует, что полимерная основа дисков была упругой и достаточно устойчивой к деформации. Упругость 0,72 (норма более 0,55).
Однако свойства полимера могут измениться под воздействием ?-излучения, которое применяется для стерилизации ПС. В ходе эксперимента изучали свойства полимера до и после стерилизации. Установлено, что после стерилизации усиливается деформация ПС, что обусловлено деструкцией полимера под воздействием ?-излучения.
Таблица 1
Испытание гидрогелевых дисков на силу сжатия (деформацию), %
Деформация, % (Deformation at hardness) |
Концентрация альгината натрия, % |
||||||
2 |
2,2 |
2,4 |
2,6 |
2,8 |
3 |
||
од |
0,14 |
23,6 |
23,4 |
23,6 |
26,6 |
24,6 |
25 |
0,1 |
0,224 |
22 |
24 |
22,3 |
21,7 |
22,7 |
24,4 |
0,11 |
0,22 |
20,6 |
20,9 |
25 |
23,1 |
24,7 |
25,3 |
0,12 |
0,25 |
20 |
20,1 |
21,7 |
22,9 |
21,1 |
22,9 |
0,13 |
0,26 |
21,9 |
22,4 |
22,7 |
23,1 |
24,3 |
24,9 |
0,15 |
0,336 |
21,7 |
20,9 |
22,9 |
22,3 |
23,3 |
– |
Таблица 2
Испытание гидрогелевых дисков на упругость
Упругость (Resilience) |
Концентрация альгината натрия, % |
||||||
2 |
2,2 |
2,4 |
2,6 |
2,8 |
3 |
||
од |
0,14 |
0,52 |
0,62 |
0,52 |
0,55 |
0,49 |
0,52 |
од |
0,224 |
0,56 |
0,62 |
0,6 |
0,57 |
0,6 |
0,54 |
0,11 |
0,22 |
0,64 |
0,63 |
0,62 |
0,56 |
0,57 |
0,67 |
0,12 |
0,25 |
0,7 |
0,7 |
0,65 |
0,63 |
0,53 |
0,54 |
0,13 |
0,26 |
0,69 |
0,69 |
0,7 |
0,69 |
0,6 |
0,62 |
0,15 |
0,336 |
0,7 |
0,73 |
0,73 |
0,72 |
0,69 |
– |
Кроме того, упругие свойства ПС напрямую коррелировали с концентрацией полимера в его основе, что подтверждает динамика времени релаксации, т.е. тех временных промежутков, за которые диск после деформации примет исходную форму.
Наименьшим время релаксации было у дисков, изготовленных при концентрации полимера альгината натрия от 2,8 до 3 %. Однако, значимых различий реакции диска на внешнюю нагрузку (пиковое напряжение) не получено.
При постановке эксперимента брали диск толщиной 7 мм, на него оказывали нагрузку внешним воздействием в 1000 г [1/1000 мм/г]. Силу внешнего давления определяли в динах – силе, сообщающей телу массой в 1 г ускорение в 1 см за 1 сек.
Далее были оценены свойства ПС, определяющие их атравматичность: липкость и адгезия.
Липкость – это сила энергии сцепления полимера с подлежащими тканями, адгезия – сцепление приведенных в контакт разнородных твердых или жидких тел (фаз). Она может быть обусловлена как межмолекулярными взаимодействиями, так и химической связью норма до 2,1 мм, «Колегель-АДЛ» 1,4 мм.
К ПС по их адгезивным свойствам предъявляются взаимоисключающие требования. Материал не должен быть настолько липким, чтобы прилипать к ране и, таким образом, причинять боль или повреждение при удалении. Однако ПС должно в достаточной степени прочно прилегать к раневой поверхности так, чтобы не было необходимости в использовании фиксирующих повязок.
Наибольшей липкостью обладали гидрогелевые ПС, в которых концентрация альгината натрия достигала 2,6–2,8 %. Сама липкость в данном ПС составила 0,16 mG (норма до 0,5 mG).
По нашим данным оптимальными адгезивными свойствами обладали ПС, в которых концентрация альгината натрия достигала 2,6 %, норма менее 3 %.
Полифункциональные ПС на основе альгината натрия имеют высокую сорбционную способность (поглощают до 61,8 % объема воды). При таких характеристиках ПС не травмируют ткани раны, хорошо моделируются и удерживаются на раневой поверхности. Гель альгината натрия создает защитный слой на поверхности ран, повышает вязкость среды, обеспечивая пролонгированный выход ЛП в подлежащие ткани.
Пролонгация выхода ЛП из ПС обеспечивается вследствие набухания полимера при контакте с водой. Набухание зависит от молекулярной массы полимера, вязкости, концентрации, от количества сшивающего агента. Для альгината – это ионы кальция и свободные альгинные группы (рис. 1).
а б
Рис. 1. Схема образования ионных сшивок (а) и полимерного каркаса альгинатного гидрогеля (б): 1 – гидрогелевая пора; 2 – молекулы воды; 3 – сшивка; 4 – ионы кальция
Рис. 2. Схема матрикса полимерного каркаса альгинатного гидрогеля в виде ячеистой структуры путем ионной сшивки (ионы кальция)
Формоустойчивые гидрогелевые матрицы создаются на основе альгината натрия, в котором двухвалентные катионы формируют ионные связи с карбоксильными группами альгинатных полимеров (рис. 2).
Таким образом, наличие множества поперечных связей между макромолекулами альгината приводит к образованию матрикса, который представляет собой структуру альгинатного геля. Поперечные ионные связи формируют ячеистую структуру геля. Причем образование ионных связей с уже присутствующими в растворе ионами кальция идет с очень высокой скоростью (секунды). Добавление к раствору альгината растворимой соли кальция (например, ) вызывает мгновенное образование локальных «геликов», диспергированных в среде частично структурированного раствора с меньшей концентрацией сшивок. Отсроченное желирование обеспечивает технологический процесс придания нужной формы гидрогелевому изделию до момента потери текучести.
Данный способ является принципиально новым, выбранная для реализации этого способа система характеризуется: обеспечением замедленного гелеобразования; нетоксичностью; консервирующим и радиозащитным действием (способностью повышать устойчивость гидрогелевых изделий к действию плесени и ?-стерилизации); отсутствием реакций между компонентами лекарственной композиции и радиационно-химических превращений при ?- стерилизации; дешевизной и доступностью реагентов.
Формоустойчивые гидрогелевые матрицы получают путем заливки в форму раствора биополимера, в который введены ЛП. Промежуток времени, который необходим для образования гидрогелевой матрицы, называют временем потери текучести – это важная технологическая характеристика. В этот промежуток времени наступает уплотнение сетки геля и завершается этот процесс в течение нескольких часов. Увеличение концентрации ионов в растворе способствует образованию локальных кластеров, что приводит к быстрому нарастанию вязкости. Далее, с определенного момента раствор приобретает упругость и его свободное течение прекращается – гель переходит в состояние полимера.
При контакте с водой полимер набухает, наступает его деградация и высвобождение компонентов лекарственной композиции во внешнюю среду.
После проведения серии экспериментов, направленных на оценку физико-механических свойств ПС «Колетекс-АДЛ» и «Колегель-АДЛ-Ч», в эксперименте in vitro был получен ряд показателей, которые доказали соответствие требованиям, предъявляемым к изделиям медицинского назначения, предназначенным для местного применения (табл. 3, 4).
Таблица 3
Результаты испытаний гидрогелевого материала на основе альгината натрия с диоксидином – «Колетекс-АДЛ»
Наименование |
Ед. измерения |
Диапазон допустимых значений |
Фактическое значение |
Заключение |
Вязкость гидрогелевой композиции до стерилизации (? = 3c – 1) |
Па?с |
от 17 до 50 |
42,5 |
Соответствует |
Степень тиксотропного восстановления гидрогелевых композиций |
% |
65, не менее |
81,0 |
Соответствует |
Реакция водной вытяжки |
рН |
от 5 до 7,5 |
6,9 |
Соответствует |
Таблица 4
Результаты испытаний гидрогелевого материала (диска) на основе альгината натрия с диоксидином, лидокаином и экстрактом черники – «Колегель-АДЛ-Ч»
Наименование |
Ед. измерения |
Диапазон допустимых значений |
Фактическое значение |
Заключение |
Диаметр заготовки формоустойчивости гидрогелевого материала |
мм |
20, не менее |
21 |
Соответствует |
Время набухания и растворения гидрогелевой композиции |
ч |
от 0,5 до 2,5 |
1,5 |
Соответствует |
Вязкость гидрогелевой композиции до стерилизации (? = 3c – 1) |
Па?с |
от 17 до 50 |
40,7 |
Соответствует |
Степень таксотропного восстановления гидрогелевых композиций |
% |
65, не менее |
70,6 |
Соответствует |
Реакция водной вытяжки |
рН |
от 5 до 7,5 |
6,3 |
Соответствует |
Степень набухания формоустойчивых структурированных материалов за 2 ч |
% |
от 18 до 45 |
45 |
Соответствует |
Время полного растворения формоустойчивых структурированных материалов (н.у) |
ч |
от 2 до 5 |
5,0 |
Соответствует |
Резюмируя результаты экспериментальной части работы, можно констатировать, что полифункциональные ПС на гелевой основе, импрегнированные ЛП, имеют ряд преимуществ, которые позволяют рассматривать их как ПС выбора для лечения послеоперационных ран ЛОР-органов.
Вывод
В эксперименте установлено соответствие гидрогелевых депо-систем технологическим и медицинским требованиям, а именно: материал упруг, способен к деформации, адгезии, влагопоглощению, без утраты свойств выдерживает ?-стерилизацию, обеспечивает дозированный и пролонгированный массоперенос в рану лекарственных препаратов. В эксперименте in vivo доказано, что перевязочные средства «КОЛЕТЕКС-АДЛ» И «КОЛЕГЕЛЬ-АДЛ-Ч-ДИСК» нетоксичны, атравматичны, обладают местным противомикробным, обезболивающим и стимулирующим действием.
Библиографическая ссылка
Харькова Н.А. ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНАЯ ОЦЕНКА СВОЙСТВ ПЕРЕВЯЗОЧНЫХ СРЕДСТВ «КОЛЕТЕКС-АДЛ» И «КОЛЕГЕЛЬ-АДЛ-Ч-ДИСК» ДЛЯ ПРИМЕНЕНИЯ В ПОСЛЕОПЕРАЦИОННОМ ЛЕЧЕНИИ ЛОР-ОРГАНОВ // Фундаментальные исследования. 2015. № 12-5. С. 964-968;URL: https://fundamental-research.ru/ru/article/view?id=39660 (дата обращения: 02.04.2025).