Одним из важнейших аспектов разработки полимерных лекарственных средств и материалов является создание биоразлагаемых полимерных носителей, например, в виде гидрогеля. Особый интерес в этом смысле представляют биополимеры, такие как гиалуроновая кислота (ГК) и хитозан (ХТЗ), обладающие широким спектром собственной биологической активности и проявляющие высокую биосовместимость. Несмотря на то, что нативная ГК образует гели даже при 2% концентрации в растворе, в организме под действием ферментов и свободных радикалов макромолекулы ГК подвергаются быстрой деградации, что ограничивает ее использование в случаях, требующих длительного лечебного эффекта. Большинство же выпускаемых марок хитозана не растворимо в воде, что также ограничивает их использование. Кроме того, лекарственный препарат необходимо закрепить на носителе таким образом, чтобы обеспечить его пролонгированное выделение при сохранении лечебного действия. Поэтому возникает необходимость разработки различных способов изменения физико- химических свойств ГК и ХТЗ, т.е. их модификации с целью создания гидрогелей.

Для получения гидрогелей использовали образец гиалуроновой кислоты, окисленной периодатом натрия, со степенью модификации 30% (ДГК), и образцы хитозана, модифицированного янтарным ангидридом, со степенями модификации 55-75% (МХ). Готовили растворы модифицированных полимеров различных концентраций в фосфатном буфере (рН=7.4). Растворы МХ и ДГК сливали в различных соотношениях при комнатной температуре. По потере текучести оценивали время образования геля. При увеличении концентрации исходных растворов (от 0,5 до 2%) время гелеобразования уменьшалось с 300 с до 3 с. Для более разбавленных растворов исходных полимеров гелеобразования не обнаружено. Не наблюдали гелеобразования и в случае избытка ДГК, вероятно, ввиду низкой молекулярной массы – Мz = 14*103. Варьированием концентрации растворов, ММ модифицированного хитозана и соотношения компонентов были подобраны оптимальные условия для формирования гидрогеля.

При сливании растворов немодифицированных полимеров образуется осадок, вследствие формирования полиэлектролитного комплекса. В случае сливания растворов модифицированных полимеров, вероятно, также в начале происходит формирование полиэлектролитного комплекса, а затем образование иминных мостиковых связей –С=N в результате взаимодействия альдегидных групп ДГК и аминогрупп МХ, что было подтверждено методами ИК- и ЯМР-спектроскопии (Рисунок 1).

В процессе получения гидрогеля в растворы полимеров вводился лекарственный препарат – цитостатик митомицин С (ММС), который применяется в офтальмологии для лечения глаукомы. Методом УФ- спектроскопии по полосе поглощения при λ = 364 нм исследовали диффузию ММС в физиологический раствор из гидрогелей, приготовленных различными способами. Видно (Рисунок 2), что на кинетику выделения ММС оказывает влияние ММ использованного МХ, с ростом ММ диффузия ММС (Q = gt/g0*100%) протекает медленнее. Здесь g0 и gt – масса ММС (г) исходная и выделившаяся к моменту времени t.

На кинетику выделения ММС оказывает влияние начальная концентрация ММС в гидрогеле. Как следует из Рисунка 3, чем больше митомицина С введено в гель, тем медленнее происходит процесс диффузии.

Не только состав гидрогеля, но и порядок введения компонентов при его формировании оказывает влияние на скорость выделения ММС. Гидрогели, полученные на основе 1% раствора ДГК и 2% раствора МХ, сливали при одинаковых объемных соотношениях, но в различном порядке. Из рисунка 4 видно, что наиболее медленно диффузия лекарственного препарата происходит в случае, когда к раствору ДГК добавляли сначала раствор ММС, а затем приливали раствор МХ. Ранее [1] было показано, что ДГК образует более устойчивый комплекс с ММС, чем МХ. По-видимому, данный факт влияет на прочность связывания ММС в гидрогеле. При этом за первые шесть часов выделилось менее 40% ММС. Дальнейшее выделение ММС происходило в течение нескольких месяцев.

Влияние молекулярных масс МХ на кинетику диффузии ММС связано, вероятно, с формированием гелевой структуры с различной частотой сшивок. С ростом ММ используемого МХ увеличивается частота поперечных связей. Об этом свидетельствуют и результаты оценки степени равновесного набухания высушенных гелей.

Для получения высушенных гелей предварительно проводили замену растворителя: гель поочередно выдерживался в средах с последовательным ростом содержания метанола, а затем ацетона. После чего гели лиофильно сушили. Набухание образцов проводили в дистиллированной воде при 35 °С (Рисунок 5). Степень набухания рассчитывали как (m0 - mt)/m0, где m0  и mt  – массы высушенного гидрогеля, и набухшего к моменту времени t.

Видно (Рисунок 5), что с ростом ММ модифицированного хитозана величина равновесного набухания уменьшается. В геле, образованном МХ (ММ = 40*103), поперечные связи, по видимому, образуются настолько редкие и слабые, что набухание протекает практически неограниченно. Однако с увеличением концентрации раствора этого полимера (до 6%) количество поперечных связей возрастает, что сказывается на скорости набухания.

В настоящее время в Уфимском институте глазных болезней АН РБ проводятся испытания по применению полученных гидрогелей при антиглаукоматозных операциях.

 

Список литературы

1. Вильданова Р.Р., Сигаева Н.Н., Куковинец О.С., Володина В.П., Спирихин Л.В., Зайдуллин И.С., Колесов С.В. Модификация гиалуроновой кислоты и хитозана с целью создания гидрогелей для офтальмологии // ЖПХ. 2014. Т. 87. Вып. 10. С. 1500 - 1511