Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1 Обзор литературы 14
1.1. Способы доставки лекарственных веществ к структурам заднего сегмента глаза 14
1.1.1. Капельный путь введения лекарственных веществ 16
1.1.2. Периокулярные способы введения лекарственных веществ 19
1.1.3. Интраокулярное введение лекарственных веществ 23
1.2. Интраокулярные системы доставки лекарственных веществ 25
1.2.1. Наносистемы 25
1.2.2. Внутриглазные имплантаты
1.2.2.1. Недеградируемые имплантаты 29
1.2.2.2. Биодеградируемые имплантаты 33
ГЛАВА 2 Материалы и методы исследования
2.1. Общая характеристика имплантата 39
2.2. Структура эксперимента 40
2.3. Серия лабораторных исследований
2.3.1. Сканирующая электронная микроскопия имплантата 41
2.3.2. Исследование резорбции ненасыщенного имплантата 42
2.3.3. Исследование профиля высвобождения лекарственного вещества из насыщенного имплантата 44
2.4. Серия экспериментальных исследований in vivo 46
2.4.1. Исследование безопасности интраокулярного введения биодеградируемого имплантата для доставки лекарственных веществ к структурам заднего сегмента глазного яблока in vivo 47
2.4.1.1. Техника интравитеального введения 48
2.4.1.2. Инструментальные методы исследования 50
2.4.1.3.Морфологические методы исследования 51
2.4.2. Изучение профиля высвобождения дексаметазона из насыщенного имплантата в витреальной полости 51
2.5 Оценка эффективности функционирования насыщенного дексаметазоном имплантата на модели фотоиндуцированного тромбоза ветви центральной вены сетчатки глаза кролика 52
ГЛАВА 3. Результаты лабораторных исследований 54
3.1. Результаты сканирующей электронной микроскопии имплантата 54
3.2. Результаты экспериментальных исследований резорбции имплантата 55
3.3. Характеристика профиля высвобождения дексаметазона из имплантата 57
ГЛАВА 4. Результаты исследования безопасности интраокулярного введения имплантата в эксперименте in vivo 60
4.1. Исследование влияния ненасыщенного и насыщенного дексаметазоном имплантатов на структуры переднего сегмента глаза кролика 60
4.1.1. Результаты инструментальных методов исследования 60
4.1.2. Результаты морфологических методов исследования 64
4.1.3. Случай фиксации ненасыщенного имплантата к радужной оболочке глаза кролика 65
4.2. Исследование влияния ненасыщенного и насыщенного дексаметазоном имплантатов на структуры заднего сегмента глаза кролика 66
4.2.1. Результаты инструментальных методов исследования 66
4.2.2. Показатели электроретинографических исследований 69
4.2.3. Результаты морфологических методов исследования 70
ГЛАВА 5. Результаты исследования профиля высвобождения дексаметазона из насыщенного имплантата в эксперименте in vivo 73
5.1. Результаты высокоэффективной жидкостной хроматографии
образцов стекловидного тела глаза кроликов 73
ГЛАВА 6. Результаты оценки эффективности функционирования насыщенного дексаметазоном имплантата на модели фотоиндуцированного тромбоза ветви центральной ветви сетчатки глаза кролика 79
6.1. Результаты инструментальных методов исследования 79
6.2. Результаты оптической когерентной томографии 82
6.3. Результаты электроретинографии 83
Заключение
- Интраокулярные системы доставки лекарственных веществ
- Сканирующая электронная микроскопия имплантата
- Результаты экспериментальных исследований резорбции имплантата
- Случай фиксации ненасыщенного имплантата к радужной оболочке глаза кролика
Интраокулярные системы доставки лекарственных веществ
Капельный путь введения ЛВ используется при лечении заболеваний переднего сегмента глаза. Данный способ введения обладает рядом преимуществ: он является неинвазивным, может выполняться пациентом самостоятельно, отличается более высокой биодоступностью ЛВ по сравнению с системным применением. В связи с наличием ряда защитных механизмов, ограничивающих поступление веществ в ткани глаза, биодоступность препарата в форме глазных капель низкая [33,159]. Согласно литературным данным она составляет от 1 до 7%, в результате чего требуется многократное повторное введение лекарственного препарата [119,127]. Однократное закапывание составляет около 50-75 микролитров. При однократной инстилляции капли препарата большая его часть выливается из конъюнктивального мешка. В ответ на закапывание лекарственного препарата происходит выработка слезы, что приводит к его разбавлению и увеличению объема жидкости в конъюнктивальной полости. Когда объем инстиллированой жидкости превышает нормальный слезный объем на 7-10 микролитров, часть вещества удаляется путем дренажа через назолакримальную систему со скоростью около 2 микролитров при каждом мигании, что сокращает время контакта лекарственного препарата с поверхностью роговицы [91]. Во время миганий ЛВ, растворенное в капле, смешивается со слезой. В результате происходит его разбавление, и концентрация вещества в слезной пленке снижается до одной трети от первоначального значения [12,165]. Кроме того, связывание ЛВ слезными белками и муцином приводят к его метаболической деградации и дезактивации части дозы препарата. Следовательно, лишь небольшое количество инстиллированного вещества проникает через роговицу и достигает внутриглазных тканей [65].
При введении ЛВ в конъюнктивальный мешок прямой переход его из слезы в переднюю камеру глаза происходит через роговицу. Конъюнктива играет меньшую роль в проникновении лекарственных препаратов в переднюю камеру глаза. Большая часть препарата, поступившего в слизистую оболочку, всасывается в обширную сосудистую сеть этой зоны и попадает в системный кровоток, другая же часть диффундирует в склеру [88,113,149]. Такие свойства лекарственных препаратов как липофильность, молекулярная масса, заряд, степень ионизации влияют на пассивную проходимость через роговую оболочку [76,116].
При применении препаратов в виде глазных капель основную роль в проникновении ЛВ во влагу передней камеры глаза играет роговица, которая является не только барьером, препятствующим распространению ЛВ, но и резервуаром для него. Проницаемость переднего эпителия роговицы для гидрофильных веществ зависит от размера молекулы и степени ионизации раствора, при этом при повреждении эпителия роговицы проницаемость их увеличивается [164]. Липофильные вещества проходят непосредственно через цитоплазматические мембраны эпителия роговицы с помощью пассивной диффузии. В свою очередь, строма роговицы плохо проницаема для липофильных соединений и молекул более 500000 дальтон. Проницаемость заднего эпителия роговицы зависит от молекулярного веса растворенного вещества и не зависит от величины его заряда [12,72,89]. По данным литературы пик концентрации ЛВ в передней камере глаза при инстилляции его в виде глазных капель наступает через 20-30 минут. Однако данная концентрация вещества в два раза ниже, чем в конъюнктивальной полости. Следует отметить, что при инстилляции ЛВ в форме глазных капель их действие ограничивается лишь передней камерой. В более глубокие отделы глаза ЛВ в форме глазных капель практически не поступают [76]. Кроме того, при применении глазных капель возможно возникновение побочных эффектов общего характера, связанных с абсорбцией действующего вещества в системный кровоток через сосуды конъюнктивы, радужной оболочки и слизистой оболочки носа.
Одной из первых попыток пролонгировать действие ЛВ при инстилляции в конъюнктивальную полость было заключение ЛВ в мази и гели, которые, обладая вязкостью, препятствовали быстрому выделению действующего вещества. Скорость выделения вещества зависит не только от вязкости и консистенции мази или геля, но и от размера растворенных в них частиц. Молекулы небольших размеров способны преодолевать матричные структуры путем диффузии. При этом вязкость мази или геля для молекул такого размера сопоставима с вязкостью воды. При движении относительно больших частиц в геле они должны «сломать» или переместить матричные «волокна», что замедляет быстрое высвобождение действующего вещества. Таким образом, применение гелей и мазей для пролонгации действия препаратов целесообразно лишь для достаточно крупных молекул лекарственных веществ [76,145].
Лекарственные препараты могут также вводиться с помощью электро-или фонофореза. Это неинвазивная техника, при которой ЛВ вводятся в организм через неповрежденную поверхность слизистой с помощью постоянного тока или ультразвука. Количество вводимого вещества дозируют, изменяя размер электродов, концентрацию раствора, силу тока и продолжительность процедуры. Вещества вводятся с положительного или отрицательного электродов в зависимости от заряженности молекулы ЛВ [12]. Под влиянием гальванического тока проницаемость ГОБ повышается, что приводит к проникновению в ткани глаза большего количества препарата. В офтальмологии чаще всего используют ванночковый, эндоназальный и транссклеральный электрофорез. Впервые введение ЛВ в витреальную полость с помощью транссклерального электрофореза было осуществлено Sallmann L. в 1943г [91]. На сегодняшний день продолжается разработка новых устройств для ионофореза с целью быстрой и безопасной доставки лекарств к тканям глаза. Одним из таких устройств является система Eye Gaye II, который позволяет доставить препарат в адекватной дозировке в точно запланированную внутриглазную структуру [137,142]. По данным других авторов данная методика является недостаточно эффективной. Так Molochia S.A. с соавторами в эксперименте in vivo показала незначительную склеральную проницаемость лекарственных препаратов, вводимых методом ионофореза [133]. Также стоит отметить возможное развитие осложнений, таких как воспалительная инфильтрация и ожог окружающих тканей в зоне контакта электрода, отек эпителия роговицы, а также снижение количества эндотелиальных клеток [140].
Таким образом, при введении препаратов капельным путем ЛВ оказывает действие преимущественно на структуры переднего сегмента глаза.
Сканирующая электронная микроскопия имплантата
Для оценки состояния внутриглазных структур перед имплантацией и в динамике на 1, 7, 14, 28, 35 сутки наблюдения проводили офтальмологическое обследование включающее биомикроскопию переднего отрезка глаза на щелевой лампе фирмы «Opton» (Германия), офтальмоскопию с помощью бинокулярного офтальмоскопа фирмы «Heine» (Германия), фоторегистрацию изображений глазного дна с использованием диагностической ретинальной системы «RetCam-120» (США) и электроретинографию (ЭРГ) на электродиагностической системе «Tomey» (Япония). ЭРГ проводились животным, которым было произведено интравитреальное введение ненасыщенных и насыщенных лекарственным веществом имплантатов.
Продолжительность темновой адаптации в ходе ЭРГ исследования составляла 10 мин для создания стабильных физиологических условий и получения максимального скотопического ответа. Максимальный ответ в глазу в условиях темновой адаптации получали при использовании стандартного стимула Ganzfeld для генерации вспышки белого цвета с интенсивностью 1,8 cd/m2, с частотой 0,1 Гц. В качестве активного электрода использовался серебряный электрод-петля и кожные иглы (референтный и заземляющий электроды), располагающиеся соответственно на правом и левом ушах кроликов.
После проведения вышеуказанных исследований в те же сроки животных выводили из эксперимента путем воздушной эмболии, глаза энуклеировали и выполняли морфологические исследования.
Животных выводили из эксперимента путем воздушной эмболии. Глазные яблоки энуклеировали, фиксировали в 10% растворе нейтрального формалина, промывали проточной водой, подвергали стандартной обработке с обезвоживанием и обезжириванием в спиртах восходящей концентрации (70, 80, 90,96, 100) и заливали в парафин. Далее выполняли серии гистологических срезов с применением окраски гематоксилин-эозином. Препараты изучали под микроскопом фирмы Leica DMLВ2 (Германия) при х50, х100, х200, х400 - кратном увеличении с последующим фотографированием.
По гистологическим препаратам срезов глазных яблок оценивали морфологическое состояние внутриглазных структур.
Исследование профиля высвобождения дексаметазона из насыщенного имплантата в витреальной полости глаза кролика проводили с помощью высокоэффективной жидкостной хроматографии на базе испытательной лаборатории доклинических исследований «БИОМИР» АНО «Институт медико-биологических исследований и технологий».
Данное исследование было проведено на 5 кроликах (5 глаз) породы Шиншилла с массой тела 2,0-2,5 кг. Всем кроликам было произведено введение насыщенного дексаметазоном имплантата в витреальную полость по методике, описанной в разделе 2.4.1.1. Забор образцов стекловидного тела проводили на 1, 3, 7, 14, 21, 28, 35 сутки с помощью инсулинового шприца с инъекционной иглой 30 gauge. Введение иглы осуществляли в 2 мм от лимба в верхне-наружном квадранте, производили забор аликвоты в объеме 0,1 мл, которую помещали в стеклянные капилляры с заглушками объемом 0,4 мл. Образцы анализировали на жидкостном хроматографе Agilent 1100 (Agilent Technologies, США) с диодно-матричным детектором на хроматографической колонке Nucleodur С18 Gravity размером 1503,0 мм, заполненной обращенно-фазным сорбентом (Macherey-Nagel, Германия) толщиной 5 мкм при температуре термостата колонки 30 0С. Объем вводимой пробы составил 20 мкл, скорость потока подачи подвижной фазы – 1,0 мл/мин. Время хроматографирования составило 10 минут при аналитической длине волны 239 нм. Регистрация и обработка хроматограмм выполнены с помощью программного обеспечения Chem Station (Agilent, США).
Оценка эффективности функционирования насыщенного дексаметазоном имплантата на модели фотоиндуцированного тромбоза ветви центральной вены сетчатки глаза кролика Экспериментальное исследование по оценке эффективности функционирования насыщенного дексаметазоном имплантата выполнено на отработанной модели фотоиндуцированного тромбоза ветви центральной вены сетчатки (ЦВС) [7]. Экспериментальное моделирование тромбоза ЦВС выполнено на 10 половозрелых кроликах-самцах (10 глаз) породы Шиншилла с исходной массой тела 2,0-2,5 кг.
Для фотодинамического моделирования тромбоза использовали фотосенсибилизатор хлоринового ряда – Фотодитазин в дозе 2,5 мг/кг веса. Фотодинамическое воздействие проводили на лазерном офтальмо-микрохирургическом комплексе «Алод-Алком» («Алком-Медика», Санкт – Петербург) с длиной волны 662 нм.
С целью поддержания максимального медикаментозного мидриаза производили инстилляцию 1-2 капель 1% раствора тропикамида в конъюнктивальную полость. Операцию осуществляли под общей анестезией, включающей внутривенные инъекции 10% гексенала из расчета 10-15 мг/кг веса животного. Иммобилизировали животных путем тугого пеленания. Животным внутривенно вводили Фотодитазин в выше указанной дозировке. Далее транспупиллярно проводили лазерное облучение вены в месте ее выхода из диска зрительного нерва (ДЗН) через 15 минут после введения фотосенсибилизатора. Плотность энергии составила 200 Дж/см, диаметр пятна лазерного излучения – 3,0 мм. Кролики были разделены на 2 группы: в 1-ой группе 5 кроликов (5 глаз) осуществляли введение насыщенного дексаметазоном имплантата в дозе 300 мкг в витреальную полость; во 2-й группе 5 кроликов (5 глаз) – интравитреальную инъекцию 0,1 мл 0,4% раствора дексаметазона, что соответствует дозе 400 мкг. Согласно данным исследования Д.С. Велибековой с соавторами в 2011г, пик клинических проявлений тромбоза ветви ЦВС наблюдается на 3-и сутки [4]. Вследствие чего введение насыщенного имплантата и инъекцию дексаметазона проводили на 3-й день после лазерного воздействия.
Клиническую оценку состояния глаз кроликов проводили в течение 14 дней. Методы обследования включали офтальмоскопию с помощью бинокулярного офтальмоскопа фирмы «Heine» (Германия), фоторегистрацию изображений глазного дна с использованием диагностической ретинальной системы «Ret Cam-120» (США), оптическую когерентную томографию на приборе «Stratus OCT3000» (Carl Zeiss, Германия) и электроретинографию (ЭРГ) на электродиагностической системе «Tomey» (Япония).
Результаты экспериментальных исследований резорбции имплантата
Следует отметить, что в течение всего периода наблюдения определяется постепенное накопление исследуемого вещества, что объясняется особенностями эксперимента in vitro.
Таким образом, разработанный имплантат имел слоистую структуру. Количество слоев в устройстве может быть задано производителем в ходе технологического процесса. Сканирующая электронная микроскопия подтвердила наличие 15 слоев в данной системе доставки, соединенных поперечными сшивками. Такое оригинальное устройство имплантата обеспечивало возможность пролонгированного, периодического высвобождения ЛВ.
Одним из преимуществ разработанного устройства являлось наличие поперечных сшивок между слоями. Их количество обратно пропорционально скорости резорбции слоев имплантата. Чем больше поперечных сшивок, тем медленнее происходит деградация полимерного остова. Следовательно, ЛВ может находиться в очаге поражения в течение более длительного периода времени. Варьируя количеством поперечных сшивок, возможно изменение скорости резорбции устройства, а также длительности интраокулярного пребывания препарата.
Следующей особенностью имплантата является возможность чередования слоев ненасыщенных и насыщенных лекарственным веществом, благодаря чему происходит периодическое высвобождение лекарственного агента, при котором периоды выделения ЛВ сменяются латентными периодами. В течение латентного периода не происходило выделения дексаметазона ввиду растворения ненасыщенного лекарственным веществом слоя. Имплантат обеспечивал выделение дексаметазона в течение 31 суток со следующей периодичностью: высвобождение препарата в течение 3-х суток с пиком концентрации вещества на 3-и сутки, латентный период - 1 сутки. Данный цикл выделения ЛВ из разработанного биодеградируемого имплантата повторялся 8 раз, что подтверждено методом УФ -спектрофотометрического анализа.
Согласно результатам лабораторных исследований можно сделать следующее заключение - процесс высвобождения ЛВ из имплантата характеризовался предсказуемостью и точностью по продолжительности высвобождения действующего агента. Это достигалось за счет оригинальной конструкции имплантата, а именно: чередования насыщенных и ненасыщенных лекарственным веществом слоев с заданными параметрами времени резорбции каждого слоя. Следовательно, разработанный имплантат обеспечивал пролонгированное выделение препарата в течение заданного времени. В данной главе представлены результаты клинического наблюдения, инструментальных и морфологических методов исследования внутриглазных структур при введении ненасыщенного и насыщенного дексаметазоном имплантатов в переднюю камеру и стекловидное тело глаза кролика.
Задачей второй серии эксперимента явилось проведение клинико-морфологических исследований по оценке безопасности интраокулярного введения ненасыщенного и насыщенного дексаметазоном имплантатов, а также оценка времени резорбции имплантата в передней камере и витриальной полости глаза кролика.
После введения ненасыщенного имплантата в переднюю камеру глаза кроликам 1-ой группы и насыщенного дексаметазоном имплантата кроликам 3-ей группы имплантаты оседали на поверхности радужной оболочки, занимали преимущественно положение в нижней части передней камеры, свободно перемещались при движении глазных яблок (рис. 5). А ЕЧм»к. Н Б
Резорбция имплантатов в передней камере происходила постепенно в течение 31-33 дней. При исследовании глазных яблок 1-ой и 3-ей опытной групп в раннем послеоперационном периоде (1-3 сутки) имплантаты занимали положение в нижнем отделе передней камеры глаза, имели трубчатую форму, видимых изменений поверхности имплантатов обнаружено не было (рис. 6).
К 7-м суткам отмечали уменьшение размеров имплантатов, сглаженность краев (рис. 7). В одном из 10 глаз 1-ой группы на 7-е сутки отмечали фиксацию края имплантата к поверхности радужной оболочки у зрачкового края (рис. 8). Имплантат находился в нижней части передней камеры, при движении глазного яблока не смещался. Результаты клинико-морфологического исследования данного имплантата представлены отдельно в подразделе главы. На 14-е сутки имплантаты также располагались в нижней области передней камеры, имели цилиндрическую форму со сглаженными краями (рис. 9). Поверхность имплантатов оставалась гладкой, выявлено дальнейшее уменьшение их длины.
При биомикроскопии глаз кроликов 1- ой и 3-ей опытной, 1-ой и 3-ей контрольной групп в течение всего периода наблюдения роговица оставалась прозрачной, передняя камера была средней глубины, влага передней камеры сохраняла прозрачность, сохранялась живая реакция зрачка на свет, а также обычные цвет и структура радужной оболочки. На протяжении всего периода наблюдения хрусталик оставался прозрачным, глубжележащие среды и структуры глазного дна, а также собственно внутренние оболочки заднего отдела глаза были без видимых патологических изменений. Ни в одном глазу первой группы не было выявлено воспалительной реакции и каких-либо изменений структур переднего отрезка глаза (гиперемия конъюнктивы, преципитаты роговицы, гипопион, гифема, катаракта, изменение формы зрачка и др.) во время всего периода наблюдения.
Случай фиксации ненасыщенного имплантата к радужной оболочке глаза кролика
Для изготовления имплантата была выбрана следующая композиция химических веществ: поливинилпирролидон, гликозаминогликаны (ГАГ) и молочная кислота. Молекулы ГАГ входят в состав межклеточного вещества вместе с волокнами коллагена, эластина и гликопротеинами, а также являются структурными компонентами клетки, клеточных мембран и гликокаликса. В зависимости от качественного и количественного их состава могут регулировать различные физиологические и патологические процессы в тканях, не обладают иммуногенностью [1,2,5,23,107]. Поливинилпирролидон - это низкомолекулярный полимер, дезинтоксикационное действие которого обусловлено способностью связывать токсины и быстро выводить их из организма. При этом уменьшение молекулярного веса полимера способствует усилению дезинтоксикационного действия [12]. Молочная кислота - соединение, которое образуется в клетках в качестве конечного продукта метаболизма глюкозы. Среди биодеградируемых полимеров, применяемых для производства матриц имплантатов, наибольшее распространение получили сополимер молочной и гликолевой кислот. Их преимущества: биосовместимость, нетоксичность, возможность регулировать скорость деградации, а также возможность модификации поверхности для улучшения взаимодействия ЛВ с пораженной структурой [15,69,123,172]. Таким образом, данное сочетание химических компонентов являлось безопасным и удовлетворяет всем необходимым требованиям при производстве полимерного остова имплантата.
Совместно с ООО «НЭП» МГ был разработан интравитреальный биодеградируемый имплантат для доставки лекарственных веществ к структурам заднего сегмента глазного яблока, имеющий цилиндрическую форму, длиной 4,0 мм, диаметром 0,3 мм для имплантации в витреальную полость с помощью инструментов 27 gauge. Выбор оптимальных размеров имплантата основан на минимизации травмы цилиарного тела и снижении уровня воспалительной реакции, что делает интравитреальное вмешательство более безопасным. Современные интравитреальные имплантаты предполагают использование устройств для введения в витреальную полость диаметром 22-25 gauge. В экспериментальной работе доктором Y. Oshima в 2010г было доказано, что калибр 27G (0,4 мм) является максимальным диаметром, позволяющим склеральному разрезу герметично закрываться без наложения дополнительных швов, что способствует меньшей интраоперационной травме и снижает риск развития послеоперационных осложнений [28,139]. Таким образом, диаметр имплантата 0,3 мм является предпочтительным для его введения в витреальную полость.
Стандарты качества требуют многостороннего тестирования каждого нового материала или изделия перед его использованием в биомедицине. Образцы имплантатов представлены в двух формах: ненасыщенный и насыщенный дексаметазоном имплантат в дозе 300 мкг. Конструкция последнего предусматривала чередование 8–ми насыщенных и 7-ми ненасыщенных препаратом слоев. При этом первый и последний слои имплантата содержали лекарственное вещество. Дексаметазон распределен в насыщенных слоях в равных количествах. Устройство имело следующий профиль растворения слоев: насыщенный слой – 3 суток, ненасыщенный – 1 сутки.
С целью исследования структуры и свойств имплантата, оценки безопасности его интраокулярного введения были выполнены ряд исследований. В первой серии было проведено: изучение структуры имплантата при помощи сканирующей электронной микроскопии; исследование растворимости и времени резорбции ненасыщенного имплантата; изучение профиля высвобождения дексаметазона из насыщенного имплантата in vitro. Для оценки морфологических особенностей поверхности имплантата, и подтверждения его слоистой структуры проведена СЭМ 5 образцов. Конструкция имплантата предусматривала возможность чередования слоев с поперечными сшивками насыщенных и ненасыщенных лекарственным агентом с целью предотвращения превышения терапевтической концентрации вещества в витреальной полости. Изображения СЭМ тестируемых имплантатов показали сложную пространственную организацию их микроструктуры. Были подтверждены слоистая структура имплантата, соединение слоев поперечными сшивками, которые расположены перпендикулярно к поверхности слоев. Размер одного слоя с поперечными сшивками составил около 10 микрометров.
В результате проведенных экспериментальных исследований по оценке физико-химических свойств и процессов деградации имплантата было установлено, что резорбция имплантата являлась следствием деструкции его полимерного остова. Различают два основных механизма разрушения им-плантатов: поверхностный (гетерогенный) и объемный (гомогенный) [25]. При поверхностном разрушении гидролиз полимера происходит с поверхности на границе со средой без диффузии растворителя в объем полимерной матрицы, при этом структурные изменения остова имплантата отсутствуют.