Феномен поверхонь і гемосумісність - полімери медичного призначення

Існує точка зору, згідно з якою сумісність з кров`ю необхідно розглядати тільки у взаємозв`язку з явищами, що відбуваються на поверхні розділу фаз. Повідомлялося, що антітромбогенние властивості синтетичного матеріалу обернено пропорційні гидрофильности його поверхні і рівню поверхневої енергії. Існує і таке погляд, що кращим є зменшення енергії на поверхні розділу фаз між полімером і кров`ю. Як буде сказано в наступних розділах, найголовнішими ініціювали моментами тромбоутворення на поверхні чужорідного (по відношенню до даного організму) речовини є поверхні, що володіють біологічними або хімічними особливостями. Закономірностями одного тільки термодинамічної балансу таку залежність пояснити неможливо, однак тут міститься ряд положень, які представляють глибокий інтерес, і відповіді на них можуть виявитися надзвичайно корисними при проектуванні нових синтетичних матеріалів медичного призначення. У зв`язку з цим доцільно розглянути такі фактори більш докладно.

Критичне поверхневий натяг

Відомо, що поверхня будь-якої речовини має вільної енергією, яка обумовлена асиметричністю поверхневої структури, тому стиснення речовини, т. Е. Зменшення його зовнішньої площі, викликає поверхневий натяг. У твердих тіл цей параметр не піддається безпосередньому виміру *, проте, використовуючи в якості критеріальною величини смачиваемость поверхні, можна будувати визначення на застосуванні кута 0 змочування поверхні полімеру впала на нього краплею води.

* Поверхневий натяг твердих тіл можна визначати Апроксимаційні методом, а саме: використовуючи рідину з відомим поверхневий натяг, знаходять кут змочування цією рідиною поверхні досліджуваного твердого тіла, а потім діють експериментально шляхом апроксимації.

Мал. 27. Залежність кута змочування тефлону від поверхневого натягу параалканов (діаграма Цісмана 38).
Zisman [38] визначив значення кута змочування поверхні для гами рідких органічних полімерів з різним поверхневий натяг v. Йому вдалося показати, що між значеннями у і cos0 існує лінійна залежність (ріс0 27).
Виходячи з цієї лінійності, Zisman прийняв, що за умови cos0 = 1 поверхневий натяг становить вус він назвав цей показник критичним поверхневий натяг по відношенню до змочування. Якщо поверхневий натяг якоїсь рідини менше цього рівня, т. Е. Будь-який полімер буде смачиваться такою рідиною повністю. Отже, чим вище параметр вус полімеру, тим більшу схильність до змочування цей полімер повинен проявляти. Коли показник вус тільки починали вводити в практику розрахунків, його відносили виключно до рідких органічних речовин єдиного гомологічного ряду. Згодом же було констатовано, що зазначеної лінійної залежності підкоряються не тільки органічні полімергомологі- з того часу параметр вус почали розглядати як критерій змочування, що відображає поверхневі властивості всіх високомолекулярних матеріалів взагалі [39].

Таблиця 27. Критичне поверхневий натяг деяких полімерів [38].

Примітка. Одиницею поверхневого натягу є розмірність, наведена тут-вона адекватна розмірності ерг / см2 вільної поверхневої енергії, що припадає на одиницю площі полімерного матеріалу.

Розглянутий параметр дуже добре відповідає значенням поверхневого натягу, які вже були визначені раніше для багатьох полімерних матеріалів іншими способами [40]. Значення параметра для найбільш широко використовуваних полімерів наведені в табл. 27. Цифровий матеріал показує, що чим вище критичний поверхневий натяг того чи іншого полімеру, тим коротший період згортання крові під дією цього полімеру in vitro. Отже, можна вважати доведеним, що на поверхні твердого тіла, схильного до легкого змочування, тромбоутворення має протікати досить швидко і гладко [42, 43]. Якщо ж поставити питання в протилежної площині, а саме не не може чи утворення тромбів при зменшенні смачиваемости полімеру, то відповісти доведеться, мабуть, негативно. Правда, відоме твердження про те, що полімери, у яких значення параметра вус наближається до рівня 25 дин / см, мають найбільш високу гемосумісність [39]. Проте, дана закономірність жодним чином не може розглядатися як достовірне свідчення повної антітромбогенності полімерного матеріалу.

Міжфазна вільна енергія

Активація складових крові в результаті їх взаємодії відбувається на поверхні розділу фаз полімерного матеріалу і крові. Виходячи з цього, Andrade і співр. [41, 42] висунули добре аргументоване твердження про те, що проблема полягає не в поверхневої енергії матеріалу, а в енергії на розділі фаз твердого тіла з повітрям, т. Е. В межфазной енергії. Міркування цих дослідників зводяться до наступних основних положень.
Приймемо, що vs - вільна енергія поверхні твердого полімеру, a vl - аналогічний параметр води (т. Е. Кров`яної середовища). Далі висловимо вільну енергію міжфазної поверхні, утвореної зіткненням полімеру з водою, через vsl, а що виникає при цьому силу зчеплення - через U ^ sl. Тоді вийде наступна залежність:

Таким чином, параметр Wsl характеризує міцність адгезійного шва між фазами, a vsl є критерієм залишкової межфазной енергії. Для деяких наперед заданих умов правомірна така наближена формула:

Заздалегідь задана умова зводиться до того, що міжмолекулярні сили фаз S і L є дисперсними. Вода через полярності в даному випадку неприйнятна, однак, якщо врахувати всі обставини, то, цілком ймовірно, доцільніше все ж використовувати хоча б наближену формулу, ніж розглядати прийнятність або непридатність води, бо менш широкий буде розкид результатів.
Отже, якщо виміряти величину кута 0, то можна буде визначити значення параметрів ys, vsl і Wsl, починаючи від vl води (72,8 ерг / см2). Отримані таким способом величини наведені в табл. 28 [41].
З матеріалу табл. 28 можна зробити наступні висновки. Параметр Wcl по відношенню до ys зростає монотонно. У той же час показник ysl спочатку падає і при VL = vs = 72,8 еpr / cм2 стає рівним нулю, але потім його значення знову збільшується. Таким чином, очевидно, що в разі ys = vl межфазная енергія знижується до мінімального рівня. З іншого боку, згортання крові як на повітрі, коли рівень v мінімальний, так і при контакті зі склом, коли цей показник високий протікає досить легко і гладко. При контактуванні ж з водою кров, як відомо, не коагулюється.

Таблиця 28. Значення поверхневої енергії (ys) полімерів і деяких інших речовин і міжфазної енергії (ysl) в площині їхнього зіткнення з водою, а також величина сил зчеплення (W`sl) - Розмірність ерг / см2.

Всі ці фактори дозволяють стверджувати, що межфазная енергія як критеріальна величина набагато більш правомірна і зручна для характеристики гемосумісність, ніж поверхнева енергія або сила зчеплення. Найголовніший висновок Andrade полягає в наступному. Можливо більше зниження міжфазної енергії між полімерним матеріалом і водою перешкоджає тому, щоб білки крові і еритроцити «сприймали» поверхні полімеру як чужорідне тіло, і не дозволяє ініціювати і стимулювати процес тромбоутворення.
Раціональне зерно в подібних твердженнях безсумнівно є. Разом з тим, якщо взяти до уваги відсутність в природі високомолекулярних речовин, у яких значення vs хоча б наближався до величини порядку 72,8 ерг / см2 (див. Табл. 28), або те, що навіть нейлон як такої анітрохи не краще силікону по антітромбогенності, або, нарешті, багато інші аргументи в цьому ж напрямку, то доведеться, мабуть, визнати, що всі ці твердження мають потребу в підкріпленні результатами нових, ретельних і чистих експериментів.

Сумісність з кров`ю і енергія на межі поділу фаз

Логічно поставити запитання про фактори, що обумовлюють винятково гарну гемосумісність ендотелію кровоносних судин. Sawyer і співр. [45] запропонували досить складну модель стінки кровоносної судини і відповідають на поставлене запитання наступним чином.
На міжфазної поверхні ендотелій - кров існують численні електролітичні групи, які утворюють подвійний електричний шар товщиною до 1 нм. Відомо, що вільна енергія розділового шару між фазами клітина - рідке середовище вкрай мала: значення її не виходить за межі 1-3 дин / см (у виняткових випадках вона становить навіть 0,1 дин / см). Одну з причин такого низького рівня міжфазної енергії можна сформулювати так [44]. Самий верхній шар клітин покритий субстанцією, вельми багатої вуглеводами. Вважається, що полісахаридні ланцюги останніх, містять гідроксил, дуже сильно набухають і поширюються в область рідкого середовища, що омиває клітини, розчиняючись, «розпускаючись» і в кінцевому рахунку зливаючись з нею. Ці полісахаридні ланцюги оточені ззовні великою кількістю води і, за всіма даними, приймають структуру, аналогічну будові гидрогелей. Можна припустити, що товщина шару такої структури становить від 10 до 300 нм. Модель структури вуглеводів оболонок клітин показана на рис. 28 [46]. Що ж стосується форми існування води у внутрішніх частинах гель-шару, то, на відміну від звичайної води, вона має квазіупорядоченную структуру- аналогічну будову мають не тільки ендотелій кровоносних судин, а й тромбоцити, і еритроцити.

Мал. 28. Модель структури eглеводов поверхні клітинної оболонки.

З іншого боку, розгляд складу крові дозволяє стверджувати, що від центру молекули білка кожна молекула води знаходиться не далі, ніж на відстані 10 нм, а від низькомолекулярного іона - в межах 2 нм. Інакше кажучи, молекули води мають тут квазіупорядоченную структуру, на відміну від стану середньостатистичної води. Отже, і ендотелій кровоносних судин, і складові клітин, і різновиди білків крові - все вони оточені водою описаної структури. Саме тому енергія на кордоні між фазою ендотелію кровоносної судини складовими клітин і фазою плазми крові повинна буде знижуватися.
Добре відомо, що денатурація білкових молекул вимагає незначних енергетичних витрат. Висвітлювалася і інша сторона питання, а саме, якщо вільна межфазная енергія не досягає рівня 2 дин / см, то на площині фазового поділу ні необоротна адсорбція білка, ні його денатурація не виникають [44]. Якщо прийняти, що викладена закономірність є однією з причин того, що в нормальних судинах кров згортається з дуже великими труднощами, то доведеться погодитися і з принциповою можливістю синтезі такого полімеру, який володів би вкрай низькою межфазной енергією на межі поділу з кров`ю. Хороша гемосумісність синтетичних гидрогелей обумовлена, мабуть, тим, що вода в них значною мірою сприяє зниженню межфазной енергії. З численних практичні спостережень і експериментів [47, 48, 49] відомо, що частина цієї води знаходиться в квазіупорядоченном стані, а по сов ремінним поглядам найбільш бажано, щоб стан, аналогічне станом води в крові, існувало б і на поверхні гідрогелю. Зрозуміло, що воно визначається хімічною будовою гідрогелю, проте досить високий вміст води теж є важливою умовою.
З матеріалу табл. 28 можна уявити, що гідрофобні полімери з малою поверхневою енергією, потрапляючи в кров набувають високу міжфазну енергію, а внаслідок цього легко починаються денатурація і адсорбція білків плазми. Припускають, що таку ж картину дає і адгезія еритроцитів [40]. Все це в загальному зрозуміло, проте питання про причини більш високої гемосумісність силіконів в порівнянні з поліетиленом або нейлоном все ще залишається практично відкритим.
З сучасних позицій на нього відповідають наступним чином. Коли гідрофобний полімер набуває зіткнення з кров`ю, його поверхню відразу ж адсорбує білок плазми. Таким чином, на поверхні матеріалу утворюється білковий шар, який різко зменшує можливість безпосереднього контакту цiєї поверхнi з факторами згортання або тромбоцитами. Отже, необхідно взяти до уваги міжфазну енергію між всією поверхнею полімеру, покритої білком, і кров`ю. З огляду на те, що молекули білка адсорбовані гідрофобними ділянками поверхні полімеру, остання набуває набагато більшу спорідненість до води, ніж було в первісному її стані, т. Е. До зіткнення з кров`ю. Разом з тим навіть така адсорбція при найближчому розгляді виявляється не такою вже простою: з`ясовується, зокрема, що наступні акти - адгезія тромбоцитів і активація XII фактора згортання неминуче пов`язані з особливими, вельми специфічними хімічними процесами. Такі процеси розглядаються в наступних розділах глави.