Курсовая работа: Полімери медичного призначення
Спеціальні полімерні матеріали медичного призначення призначені для безпосереднього контакту з живим організмом – в ендопротезах і матеріалах для відбудовчої хірургії, у матеріалах і виробах для відбору крові, у вигляді інструментів для внутріорганних досліджень, апаратури, що заміняє функції органів, компонентів терапевтичних і діагностичних засобів. Основу таких полімерних матеріалів становлять синтетичні й природні високомолекулярні сполуки, які не мають на живий організм шкідливого впливу. За характером взаємовпливу на організм полімерні матеріали поділяють на біоінертні, біосумісні та біоактивні.
1.2 Класифікація медичних полімерів та сфери їх використання.
Біоінертні полімерні матеріали: поліетилен, поліпропілен, фторопласт, силікони, поліметилметакрилат практично не змінюють своїх властивостей під впливом середовищ живого організму. У вигляді готових виробів або матеріалів їх використовують для створення штучних судин (поліетилентерефталат, поліпропілен, фторопласт), клапанів серця (силікон, фторопласт, поліпропілен, поліетилентерефталат), кришталиків очей (поліметилметакрилат), частин ендопротезів суглобів (поліаміди, фторопласт), як штучні сухожилля, м’язові зв'язки (поліпропілен, поліетилентерефталат), деталей апаратів штучної нирки, штучного серця (поліетилен, поліпропілен, поліакрилати, силікони, ефіри целюлози).
Біосумісні полімерні матеріали здатні поступово піддаватися біодеструкції або розчиненню в біологічних середовищах, що дозволяє найбільш сприятливо здійснювати відбудовні хірургічні операції, використовуючи регенераторні функції організму. Матеріали сополімерів вінілпіролідона, акриламіду, акрилатів, поліамідів у вигляді комбінованих протезів, сіток, плівок, листових матеріалів, піноматеріалів, клейових композицій, що розсмоктуються, застосовують для тимчасового заміщення тканин при резекціях, зміцненні стінок органів, закриття ран внутрішніх органів, заповнення післяопераційних порожнин. У травматології біосумісні полімерні матеріали із співполімерів вінілпіролідона й метилметакрилату застосовують для заміщення дефектів кісткової тканини, у вигляді різних сполучних елементів, для склеювання кісткових уламків. У серцево-судинній хірургії аналогічні полімерні матеріали використають при протезуванні судин, зміцненні серцевої стінки.
Біоактивні полімерні матеріали можуть мати фізіологічну активність завдяки лікарським препаратам, що утримуються в них у вигляді компонента. Застосовують готові лікарські форми у вигляді композицій, де високомолекулярні з'єднання або відіграють роль основи-носія (очні лікарські плівки з різними препаратами – сульфапіридазином, пілокарпіном, тринітролонг, динітросорбілонг), або мають власну фізіологічну активність макромолекул – полімерні ліки, антитромбогені полімерні матеріали, штучні плазмо- і кровозамінники, ентеро- і гемосорбенти. Для біосумісних і біоактивних полімерних матеріалів використовують високомолекулярні сполуки на основі N-вінілпіролідона, акриламіду, деяких акрилатів, похідні целюлози.
1.3 Вимоги до медичних полімерів.
Добре відомо, що зовсім чистих речовин практично не існує. Те ж, але в набагато більшій мірі відноситься й до полімерів. Полімери, які випускаються промисловістю,містятьвелику кількість різних низькомолекулярних речовин (залишки мономерів ікаталізаторів полімеризації, барвники, стабілізатори, наповнювачі, які в живому організмі здатні вимиватися з полімерів і здійснювати негативний вплив на цей організм. Отже, вміст таких домішок повинен бути зведений до мінімуму, що за токсикологічними оцінками, наприклад для кремнійорганічних полімерів, повинен становити 10-5 - 10-6 %. А це вже наближається до чистоти матеріалів для мікроелектроніки.
Необхідність задоволення всіх цих численних вимог, вимагала істотної зміни культури виробництва багатьох полімерних матеріалів. У технічно розвинених країнах виникла ціла галузь промисловості, що спеціалізується на випуску таких полімерів. У більшості випадків виробництво полімерів медичного призначення й виробів на їхній основі здійснюється у стерильних умовах, що виключають найменше забруднення полімерних продуктів. Все це вимагає, звичайно, додаткових капіталовкладень у виробництво й переробку полімерів медичного призначення. Однак наявність стабільного й зростаючого збуту таких виробів, а також сам характер розв'язуваних при цьому проблем, зв'язанихзі здоров'ям людини, є головними факторами, що стимулюють розвиток виробництва таких полімерів. Так, у США в 1976, 1980, 1981 й 1982 р. у медицині було використано 535, 650, 816 й 900 тисяч тонн синтетичних смол і пластмас, що склало близько 5 % від їхнього загального споживання в країні. В останні роки медицина по обсягу споживання синтетичних пластмас займає в США четверте місце (після пакувальної промисловості, будівництва, електротехніки й електроніки).
Разом з тим зміни культури виробництва полімерів у багатьох випадках виявилосянедостатньо для задоволення усе більшезростаючих вимог практичної медицини. На базі вивчення всіх аспектів взаємодії полімерів з живим організмом були успішно синтезовані зовсім нові речовини й матеріали з незвичайним комплексом властивостей, що істотно розширили області застосування синтетичних полімерів у медицині.
Недостатньо лише одержати чистий полімер, його необхідно ще переробити у виріб і простерилізувати. Часто застосовуваний для стерилізації окис етилену не тільки сорбується полімерами, але й може з деякими з них реагувати, істотно змінюючи властивості їхньої поверхні.
Імплантовані в організм на тривалий термін полімери повинні мати необхідний комплекс хімічних, фізичних і механічних властивостей для забезпечення необхідних функцій і зберігати ці властивості протягом усього часу перебування в організмі. Навпроти, якщо мова йде про тимчасовий імплантат, наприклад хірургічні нитки, то матеріал повинен повністю розкладатися в живому організмі, виконавши свої функції, без виділення токсичних продуктів.
Звичайна взаємодія полімерних речовин з фізіологічним середовищем супроводжується або розчиненням полімеру без зміни його молекулярної маси, або руйнуванням полімеру шляхом гідролізу основних зв'язків макромолекули або шляхом фагоцитарного руйнування (фагоцитоз – захисна клітинна реакція на сторонні предмети, що полягає в активному захоплюванні клітинами сторонніх часток з наступним їхнім внутрішньоклітинним перетравлюванням). При цьому біодеструкції піддаються навіть полімери вкрай інертні з хімічної точки зору. Наприклад, нейлон, що спочатку використовувався для виготовлення протезів аорти, при імплантації в кровотоквтрачає свою міцність на протязі 3 років.
Руйнування полімерного імплантанта в живому організмі може бути причиною ускладнень, які виникають не відразу, а згодом, навіть при дотриманні всіх необхідних правил оперування й за умови відносної хімічної інертності самого полімеру. Якщо продукти біодеградації полімерів (а вони звичайно більш токсичні, чим вихідний полімерний матеріал) створюють дратівнудію, їхня присутність у зоні імплантації буде підтримувати вогнище хронічного асептичного запалення. Говорячи про вимоги, висунуті до полімерів медичного призначення, звичайно згадують і необхідність відсутності в них канцерогенної, мутагенної й іншої токсичної дій, хоча зараз ще не ясно, які саме властивості синтетичних полімерів визначають ці властивості.
Розділ 2. Механізми використання медичних матеріалів в біологічних системах.
Медичні полімерні матеріали широко використовуються у медичній практиці. Вище було розглянуто основні галузі їх використання. Розглянемо основні методи використання їх у медицині та пов’язані із цим проблеми.
2.1. Особливості створення та використання протезів.
Загалом кажучи, всі полімерні матеріали сприймаються клітинами організму як сторонній предмет. Первинна реакція на імплантований полімер неспецифічна і є звичайною реакцією подразнення на сторонній предмет. Звичайно ця реакція являє асептичне запалення, ступінь якого визначається як хімічними, так і фізичними властивостями полімерного матеріалу. Найбільш сприятливим результатом такого запалення вважається утвореннятонкої з’єднувальної капсули. Медичні аспекти поводження того або іншого матеріалу в живих тканинах досить різноманітні: в одних випадках сполучна тканина обволікає протез, в інших проростає крізь нього; серцевий клапан, протез артерії або протез жовчної протоки, навіть якщо вони виготовлені з одного матеріалу, «вживлюються» в організм по-різному – якщо вживлюються взагалі. При протезуванні м'яких тканин важливо домагатися максимальної відповідності фізико-механічних властивостей протеза і його форми аналогічним параметрам живої тканини.
Кровоносні судини пронизують весь живий організм. Саме в них циркулююча кров переносить до тканин й органів поживні речовини й кисень, видаляє продукти метаболізму, транспортує виділені залозами внутрішньої секреції гормони, які регулюють функції органів й обмін речовин, здійснює термостатування організму. Припинення припливу крові до будь-якого органа порушує процеси обміну речовин, що веде до повної або часткової його загибелі. Не вдаючись у можливі причини цього явища, відзначимо лише, що інфаркт, інсульт, тромбофлебіт, емболії, атеросклероз і багато інших хвороб часто пов'язані зі звуженням судин і зниженням кровопостачання тієї або іншої ділянки органу. Дослідження показали, що і в штучній судині і на поверхні будь-якого полімерного протеза, що омивається потоком крові, утворюються тромби, більше того, утворення тромбів другому випадку відбувається набагато швидше, ніж на поверхні матеріалу біологічного походження.
Утворення тромбу – це природна захисна реакція організму на введення чужорідного тіла. Згадаємо, що будь-який поріз супроводжується руйнуванням стінки кровоносної судини, і кров вступає в контакт із новим для неї середовищем – повітрям або зовнішніми тканинами кровоносної судини. При цьому відбувається активація присутніх у крові спеціальних факторів згортання, що приводить до перетворення розчинного білка крові - фібриногену в нерозчинний фібриновий згусток. У переплетених між собою фібринових нитках застрягають елементи крові – еритроцити, лейкоцити, тромбоцити, потік крові утрудняється, а потім і зовсім припиняється.
Аналогічне явище спостерігається й при контакті крові із синтетичними полімерами, навіть самими інертними з них. Уже в перші години, а іноді й перші хвилини на границіполімерного ендопротеза й крові відбувається утворення фібринових згустків. Щоб уникнути або хоча б сповільнити тромбоутворення на полімерній поверхні, необхідно створювати особливі, гемосумісні полімери. Але перш ніж приступитися до цього, потрібно з’ясувати, які процеси відбуваються на поверхні між кров’ю та полімерним матеріалом.
Перший акт взаємодії крові з будь-яким полімерним імплантатом полягає в адсорбції на його поверхні білків плазми й деяких інших речовин – так званих контактних факторів згортання крові. Тепер імовірність утворення тромбу залежить не стільки від властивостей самого полімеру; скільки від природи адсорбованих на поверхні білкових речовин.
Надзвичайно важливим при відбудовній пластиці є й правильний вибір розташування імплантанта відносно тканин протезованого органа. Неодмінною умовою проростання сполучною тканиною пор або комірок протеза є його розташування між шарами тканин. Якщо протез стикається із тканиною живого організму тільки з одного боку, а інша поверхня протеза звернена в просвіт порожнього органа, то не відбувається повної інкапсуляції протеза. Сполучна тканина покриває протез лише із зовнішньої сторони. Саме тому всі спроби відновлення безперервності стравоходу, сечоводів, жовчних проток звичайно закінчуються невдачею.
Говорячи про медичні полімери, не можна не згадати про можливості використання цих матеріалів у травматології й ортопедії. Серед різного роду недуг, що ведуть до смерті, травми в наш час вийшли на третє місце після серцево-судинних й онкологічних захворювань. Тому проблемам лікування травм, усунення їхніх наслідків, повернення потерпілим здатності до повноцінного життя приділяють у наш час значну увагу.
Найбільше поширення в практичній травматології й ортопедії одержалиполімерні ендопротезизв'язок і сухожиль. Ці протези являють собою поліефірні стрічки або сітки, особливим способом прикріплені до суглобів. Зараз відомо більше 50 різних методів таких оперативних втручань: на колінному й тазостегновому суглобах, на стопі, верхніх кінцівках і т.д. Треба відзначити, що міцність поліефірних стрічок, що застосовуються, набагато перевершує необхідну міцність сухожиль або зв'язок. Крім того, у результаті проростання стрічки рубцевими тканинами штучна зв'язка перетворюється в рубцево-полімерний тяж, що перевершує первісну міцність зв’язок у декілька разів.
Успішно застосовуються комбінованіпротези. Так, наприклад, протез тазостегнового суглоба (а у наш час у світі з такими протезами ходять близько двох мільйонів чоловік) являє собою роз’ємне з’єднання пластмасової чашки з надвисокомолекулярного поліетилену й голівкиз ніжкою з спеціальної сталі. Основними показаннями до застосування таких протезів єкоксартроз (відкладення солей), особливо двосторонній, асептичний некроз голівки стегна, поліартрит і т.д. Прогрес у цій області безсумнівний. Однак цей же прогрес породив і нові проблеми. Якщо їх сформулювати в загальномувигляді, то від штучних матеріалів потрібні функціональність і безпека, які для протезів повинні бути збережені, по можливості, на весь післяопераційний час життя людини, тобто протягом 20-70 років.
Якщо перша й друга вимоги можуть бути задоволені звичайними засобами хімії, техніки й медицини, то забезпечення достатньої довговічності функціонування стало центральною й найбільш важкою проблемою. Найпоширеніший й, здавалося б, логічний підхід – вибір для виготовлення протезів найбільш міцних і стійких матеріалів – звичайно приводить до серйозних невдач.
Було з'ясовано, що після імплантації поступово руйнувалися й піддавалися зношуванню самі матеріали й конструкції або несучі елементи біологічних органів і тканин. У кожному із цих випадків через кілька років відбувалися порушення опорної здатностікінцівки й різкі зміни кінематики; іншими словами, порушувалася побудова й робота тієї або іншої біомеханічної системи людини.
Всі існуючі на даний час протези ще надто недосконалі. Так, протези кістки незалежно від того, зроблені вони з титану або з поліпропілену, монолітні. У місцях контакту із природною кісткою неминуче концентруються напруги, і рано або пізно, це приводить до руйнування, причому руйнується не протез, а кістка.
Природна конструкція цих тканин на відміну від штучних завжди анізотропна. Різниця між модулями пружності уздовж кістки й впоперек відрізняється приблизно втроє. Кістка – це спіральна структура п’ятирівневої організації, а протез кістки – моноліт без якого-небудь натяку на ієрархію структур. Хоча в останній час ведуться роботи по створенню полегшених замінників кісток на основі порожнистих полімерних трубок.
2.2. Полімерні шовні матеріали та полімерні клеї медичного призначення.
Для скріплення післяопераційних ран використовують шовні матеріали, виготовлені з волокон медичного призначення. Іноді користуються спеціальними медичними клеями або інертними до середовища організму металевими скріпками. Але все-таки гнучкі волокнисті матеріали дотепер займають у цій області чільні позиції.
Здавалося, виходячи з функціонального призначення шовного матеріалу, що ніяких особливих проблем при його створенні виникнути не повинно. Головне, щоб цей матеріал міцно з'єднував оперованіділянки тканин. Виявилося, що це зовсім не так, оскільки шовний матеріал звичайно залишається в тілі на більш-менш довгий строк з усіма наслідками, що випливають звідси.
Історично першими шовними матеріалами були дріт із благородних металів, сухожилля тварин і шовкові нитки. Природно, що із появою хімічних волокон робилися спроби застосуватиїх у хірургії. Промислове виробництво найпоширенішого нині поліамідного волокна було освоєно в 1940 р., а наприкінці 50-их років були випущені поліефірні, поліакрилонітрильні й поліолефінові волокна. На основі цих волокон і були створені сучасні шовні матеріали. Щоб захистити їх від проникання мікроорганізмів і зробити ниткибільше зручними в роботі, їх іноді покривають гладким шаром іншого полімерного матеріалу. Для надання волокнам стійкості до дії мікроорганізмів їх модифікують антимікробними речовинами. Модифікацію здійснюють просочуванням волокон розчином, емульсією або суспензією таких речовин, введенням антимікробних речовин у прядильний розчин або розплав полімеру перед формуванням волокна або приєднанням таких речовин до полімеру хімічними зв'язками. Варіювання способу модифікації дозволяє в широких межах регулювати тривалість антимікробної дії, що обумовлене тим, що антимікробна речовина дифундує з волокна в навколишнє середовище й там діє на мікробні клітини. Аналогічним способом вдається створювати волокна, що володіють не тільки антимікробною, але й гемостатичною, анестезуючою дією. Антимікробні волокна знайшли застосування при виготовленні одягу, білизни й засобів особистої гігієни. Тканини на основі таких волокон нормалізують мікробний стан шкіри й забезпечують лікування й профілактику гнійних захворювань, викликуваних мікробною інфекцією, у клініках різного профілю, гарячих цехах, шахтах, космічних апаратах.
У світі випускають зараз більшеп'ятдесяти типів різних шовних матеріалів. Деякі з них повільно розсмоктуються в організмі, інші, навпроти, маючи високу міцність у початковий період після операції, через певний час починають швидко руйнуватися й виводитися з організму у вигляді нешкідливих речовин. Синтетичні нитки, що розсмоктуються, вигідно відрізняються від ниток біологічного походження. Не уступаючи по міцності ниткам зі звичайних полімерів, вони на відміну від кетгуту й колагену не мають побічної дії, пов'язаної з відповідною реакцією організму на введений чужорідний білок.