Пластики, эластомеры и нанокомпозиты. Полимерные биоматериалы в медицине. Часть 5

PVDF также является высококристаллическим (температура его плавления примерно +175 oC, в зависимости от условий окружающей среды). Шовные материалы, изготовленные из ПВДФ, обладают хорошим сопротивлением ползучести и сохранением прочности на разрыв. Морфологические исследования показали высокую стабильность поверхности, то есть отсутствие видимых признаков объемного или поверхностного разрушения. Швы из ПВДФ подвержены термоокислительной деградации, но могут быть легко стерилизованы гамма-излучением. PVDF вызывает умеренный тканевый и клеточный ответ, а его поведение подобно шовному материалу из полипропилена. Шовные материалы, полученные из сополимеров ПВДФ и ГФП, изначально были разработаны для объединения в один материал полезных свойств обработки и биологической реакции ПВДФ и полипропилена. Кроме того, нити PVDF / HFP были разработаны для имитации прочности полиэфирных нитей. Прочность на разрыв, размер, биологический отклик и обращение с шовными материалами из ПВДФ / ГФП можно адаптировать, изменяя состав сополимеров. Основной целевой областью для использования швов PVDF / HFP является закрытие ран во время сердечно-сосудистых, неврологических и офтальмологических операций. Эти шовные нити PVDF / HFP обычно используются как мононити без покрытия. Среди наиболее часто используемых материалов для нерассасывающихся нитей на основе полиэстера – ПЭТ и ПБТ. Кроме того, существуют шовные материалы на основе полиэфира, изготовленные из сополимеров политетраметиленэфир-терефталата и политетраметилен-терефталата, которые называются полиэфирами.

ПЭТ получают конденсационной полимеризацией этиленгликоля и терефталевой кислоты. ПЭТ – это полимер с температурой плавления примерно 265 °С. Термическая стабильность ПЭТ позволяет формовать из расплава волокна с различными профилями. Во время обработки волокна подвергаются горячей вытяжке, что улучшает ориентацию молекул, кристалличность и прочность на разрыв. Шовные нити из полиэтилентерефталата коммерчески доступны в виде мононити с покрытием или без покрытия или в виде плетеной мультифиламентной конфигурации. Обработка поверхности швов из ПЭТ включает покрытие из ПТФЭ и силикона. Шовные материалы из ПЭТ очень устойчивы в биологической среде без признаков гидролитической деградации. Прочность швов из ПЭТ сохраняется в течение длительного периода времени. Реакция ткани на швы из ПЭТ зависит от конфигурации плетеного мультифиламента и моноволокна, имеющих умеренную и низкую реактивность ткани соответственно. По сравнению с ПЭТ нити ПБТ (полибутилентерефталата) обычно менее хрупкие и жесткие из-за более длинного алифатического сегмента в структуре полимера. Полибутестерные нити получают из блок-сополимеров PBT и политетраметиленэфира гликольтерефталата (PTMG). В сополимере PBT представляет собой твердый сегмент, а PTMG – гибкий.

Сополимеры на основе DL-лактида не проявляют такой же зависимости свойств, как наблюдаемая для сополимеров L-лактида. Гликолид был сополимеризован с триметиленкарбонатом с образованием трехблочного сополимера, в котором средний блок представляет собой статистический сополимер гликолида и триметиленкарбоната, а клеммы – на основе гликолида. Эти нити доступны в виде мононити без покрытия. Сополимеризация гликолида и 3-капролактона приводит к образованию сегментированных сополимеров. В этих сополимерах гликолид и 3-капролактон образуют соответственно мягкий и жесткий сегменты. Поли-п-диоксанон (PDS) синтезируется полимеризацией с раскрытием цикла 1,4-диоксанон-2,5-диона. Монофиламентные нити получают путем вытягивания из расплава. Волокна подвергаются процессу вытяжки для улучшения прочности на разрыв и улучшения характеристик. Недавно были предприняты попытки сополимеризовать PDS с PGA и PLLA для получения шовных материалов с различными свойствами. Текущие исследования в области швов для закрытия ран заключаются в том, чтобы включить в шов дополнительные функции, помимо закрытия раны. Эти усилия включают в себя контроль раневой инфекции путем разработки антимикробных швов и ускорение процесса заживления ран с помощью биоактивного материала, такого как хитин, или доставки терапевтических средств, которые могут повлиять на реакцию заживления ран.

Теперь несколько слов о полимерных биоматериалах в искусственных органах. Искусственные органы обеспечивают операции массопереноса для поддержки вышедших из строя или поврежденных систем органов. Обычные примеры включают заменитель почек, гемодиализ, искусственное кровообращение, терапию аферезом, перитонеальный диализ, заменитель и вспомогательное средство для легких и разделение плазмы. Важнейшим компонентом искусственного органа является мембрана, которая служит для отделения нежелательного вещества от крови или плазмы. В идеале материалы, используемые в качестве мембраны в этих конкретных применениях, должны обладать соответствующей клеточной и молекулярной проницаемостью, а также совместимостью с кровью (то есть гемосовместимостью). На протяжении многих лет в качестве мембранных материалов использовались как натуральные, так и синтетические полимеры.