1.7 Раневые покрытия в виде биодеградируемых полимеров
Использование биодеградируемых полимеров — одно из направлений при создании раневых покрытий. Хотя целесообразность применения таких материалов для наружного использования можно считать спорной или довольно ограниченной, поскольку в этом случае наряду с продуктами метаболизма в ране скапливаются и продукты деградации полимера. В повязке прилегающих к ране слой выполнен в виде микроволокон из смеси полилактида и поливинилпирролидона, а защитный пленочный слой выполнен в виде микроволокон из смеси полилактида и поливинилпирролидона, а защитный пленочный слой – из сополимеров полилактида и капролактона или глюколида при содержании последних до 50%. В микроволокнистый слой могут быть включены антимикробные препараты (хлоргексидин) и др. лекарственные вещества.
Средство для очищения ран в виде биодеградируемого волокна из синтетических или биополимеров (полилактиды, полигликолиды, поливинилпирролидон, поливинилкапролактам, коллаген, альгинат, хитозан и др.) и порошкообразного сорбента на основе сшитых полисахаридов, полиакрилатов, эфиров целлюлозы, производных поливинилового спирта, содержащее дополнительно лекарственные вещества (антимикробные и др.), может формироваться непосредственно на раневой поверхности.
Наряду с гидрофильными разрабатываются и гидрофобные покрытия в частности полиуретановые или полисилоксановые [13, сс 128-. 129]. К сожалению, в работе [13, сс. 128— 129] не приводятся кинетические характеристики десорбции лекарственных веществ, что представляет большой интерес в связи с гидрофобностью полимерной матрицы. В ряде работ показано, что гидрофобные материалы по многим характеристикам уступают материалам из гидрофильных полимеров. Так, при сравнительном исследовании коллагеновых и полиуретановых пленок отмечено отсутствие дискомфорта и более быстрое заживление ран (на 5 суток) при применении коллагеновых покрытий. Поэтому полиуретан комбинируют с гидрофильными полимерами, например, создают коллагеновый или фибриновый слой.
В двухслойном материале слой из нетканого материала (смесь вискозного и полиэфирного волокон) с высокой адсорбирующей способностью до 20г/г ламинируют раствором полиуретана в изопропиловом спирте, в котором диспергирован антибиотик N-(1,3-диазин-2-ил) сульфанидамид соль серебра (серебро сульфур диазин).
Поскольку скорость диффузии лекарственных веществ из полярных гидрофильных сред значительно выше, чем из липофильных неполярных [22], в силиконовую мембрану включают гидрогелевые частицы N-изопропилакриламида, которые служат каналами для диффузии лекарственного вещества. Сорбционная способность полученного материала составляет 1 г/г.
1.8 Раневые покрытия на основе производных хитина
В отдельную группу можно выделить раневые покрытия на основе производных хитина, в частности хитозана. Уникальность хитозана как носителя лекарственных веществ заключается в его химической природе — катионный биодеградируемый полимер с собственной физиологической активностью. Физическая форма перевязочных средств из хитозана самая различная: волокнистая, в виде пленок, губчатой асимметричной мембраны. Большинство покрытий не содержит лекарственных веществ.
Для улучшения физико-механических свойств хитозановых покрытий в их состав вводят полимеры иной химической природы. Хитозановая пленка с антимикробным действием, может содержать до 20% другого гидрофильного полимера (например, поливинилового спирта, желатина, коллагена, полиакриловой кислоты, полиметакриловой кислоты), который повышает прочность пленки и ее адгезию.Сшивка полимера, например эпихлоргидрином, добавки позволяет регулировать адсорбирующую способность пленке, от 500-1500%.
Получены раневые покрытия на основе комплекса хитозана и альгината, как в виде пленки, так и в виде губки, импрегнированной сульфодиазином серебра. Равновесная сорбция губки и выделение лекарственного вещества контролируются условиями образования полиэлектролитного комплекса хитозан/альгиновая кислота.
Путем комбинации хитозановых материалов различной физической формы получены двухслойные покрытия. Неприлипающее раневое покрытие состоит из двух слоев, верхний слой карбоксиметилхитиновый гидрогель, нижний слой - биоматериал, импрегнированный антимикробным веществом. Гидрогелевый слой действует как механический и микробный барьер и сорбирует раненой экссудат (4г/г). Нижний слой, выполненный из пены ацетата хитозана, импрегнирован хлоргексидином глюконатом. Состав оптимизирован таким образом, что в условиях invivo антимикробное вещество выделяется в раненую среду в течение 24 ч.
Из хитозанового покрытия с плотным верхним слоем и губчатым нижним, содержащим сульфадиазин серебра, в первый день лекарственное вещество выделяется ударной дозой, а затем — с намного меньшей скоростью. В эксперименте invitro покрытие эффективно подавляет рост патогенной микрофлоры в течение недели.
1.9 Раневые покрытия на основе поливинилового спирта
В создании различных форм биологически активных повязок широко используется синтетический полимер — поливиниловый спирт, который обладает высокой биосовместимостью и гидрофильностью. Достоинством таких полимеров является пластичность, обеспечивающие хорошее моделирование повязки на раневой поверхности. В том случае, если пленки прозрачны, предоставляется возможность осуществлять визуальный контроль за состоянием раны.
Для присоединения лекарственного вещества (антибиотика, антисептика, анестетика) к поливинилспиртовым волокнам сначала проводили их этерификацию малеиновой кислотой и прививку акриловой кислоты .
Из полученных волокон изготавливали нетканые вязаные тампоны и перевязочные ленты. Исследования кинетических свойств invitro показали, что на 10 сутки в материалах остается до 50% лекарственных препаратов, в то время как из образцов, содержащих аналогичное количество препаратов, не связанных химической связью с матрицей, полная десорбция происходит за 1-3 суток [13 ,с.112-113]. Однако эти результаты ставят под сомнение необходимость химической модификации поливинилспиртовых волокон, т.к. с практической точки зрения выделение лекарственного вещества из материала за 1 — З суток является вполне удовлетворительной характеристикой.
Длительность процесса получения многих перевязочных средств с антимикробным действием, складывающаяся из времени, необходимого для химического модифицирования полимерной матрицы и присоединения лекарственного вещества, делает их нетехнологичными [12, 14, 16]. Поэтому большой интерес представляет включение биологически активных веществ в растворимые полимерные композиции и последующее формирование раневого покрытия заданной формы. Регулирование характера взаимодействия таких систем путем подбора полимеров с различными функциональными группами позволяет влиять на кинетику десорбции биологически активных веществ и физико - механические свойства раневых покрытий.
Особенности химического строения и надмолекулярной структуры биополимеров (полисахаридов, белков) предоставляют широкие возможности для новых конструкционных решений раневых покрытий.
На кинетику десорбции из них антимикробных веществ влияет сродство лекарственного вещества к полимеру – носителю. Из пленок, содержащих йод, катапол или диоксидин [23,24], в модельных условиях (физраствор, 200 С) диоксидин выделяется быстрее других антимикробных веществ: к концу суточной экспозиции в пленке остается примерно 20 % антисептика.
Показано, что степень выделения антимикробного вещества из поливинилспиртовых пленок уменьшается с увеличением его молекулярной массы и степени набухания пленки, поэтому для пролонгирования десорбции используют полимерное антимикробное вещество — диметилбензилалкиламмониевую соль сополимера кротоновой кислоты с винилпирролидоном. Введение в состав пленки высоконабухающего полимера – карбоксиметилцеллюлозы также замедляет десорбцию лекарственного вещества (трихопола, йода, леворина), но в то же время снижает ее прочность, которую, однако, можно повысить введением сшивающего реагента — борной кислоты.
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.