Содержание к диссертации
Введение
Литературный обзор
1.1. Требования, предъявляемые к хирургическим нитям, их классификация и характеристика 9
1.2. Модифицирование хирургических нитей методом нанесения покрытия 20
1.3. Полигидроксибутират — полимер, перспективный для медицинского применения 28
Методический раздел 45
2.1. Характеристика используемых материалов 45
2.2. Методы исследования и использованные приборы 46
2.3. Приготовление модифицирующих растворов 47
2.4. Формования пленок полигидроксибутирата 47
2.5. Разработка установки и условий нанесения покрытия на нити 48
2.6. Стерилизация хирургических нитей 49
2.7. Определение толщины волокнистых и пленочных материалов 49
2.8. Определение молекулярной массы полимера 49
2.9. Оценка адгезионной прочности ПГБ к волокнообразующим полимерам 49
2.10. Определение краевого угла смачивания и его связь с адгезией 50
2.11. Определение деформационно-прочностных характеристик нитей и пленок 52
2.12. Определение жесткости нитей 53
2.13. Оценка надежности хирургических узлов 53
2.14. Изучение волокнистых и пленочных материалов методом сканирующей электронной микроскопии 54
2.15. Определение капиллярности нитей 55
2.16. Определение количества десорбированного антимикробного вещества фуразолидона 58
2.17. Определение антимикробной активности 58
2.18. Рентгеноструктурный анализ 59
3. Результаты и их обсуждение 60
3.1. Изучение адгезии ПГБ к синтетическим полимерам 60
3.2. Разработка установки и условий нанесения покрытия на поверхность синтетических нитей 63
3.3. Исследование физико-механических свойств модифицированных хирургических нитей 74
3.4. Изучение надежности хирургических узлов 80
3.5. Характеристика структуры исходных и модифицированных нитей методом электронной микроскопии ; 85
3.6. Изучение капиллярности нитей 89
3.7. Изучение антимикробной активности нитей 96
3.8. Структура и свойства пленочной оболочки на основе ПГБ... 101
Основные выводы 107
Литература
- Модифицирование хирургических нитей методом нанесения покрытия
- Полигидроксибутират — полимер, перспективный для медицинского применения
- Приготовление модифицирующих растворов
- Исследование физико-механических свойств модифицированных хирургических нитей
Введение к работе
Актуальность работы. Хирургические нити используют при каждой хирургической операции для ушивания различных тканей. Создание нитей, наиболее полно отвечающих требованиям современной хирургии, является актуальной проблемой и особенно остро она стоит в России, где ассортимент нитей, предлагаемых отечественной промышленностью, намного уже, чем за рубежом [1]. Требования к хирургическим нитям разнообразны: при достаточной механической прочности, главным образом, в узле, они должны быть атравматичными, то есть максимально щадить ушиваемые ткани, не нарушать кровоснабжения, не вызывать развитие некрозов, воспалений, при этом последнее достигается стерилизацией, снижением капиллярности и приданием пролонгированных бактерицидных свойств. Важными свойствами являются тонина, биосовместимость, нетоксичность, в ряде случаев биодеградируемость нитей, а также цвет, облегчающий их визуализацию в раневом поле, и др. В большой степени указанным требованиям отвечают нити со структурой «ядро-оболочка», получаемые нанесением на их поверхность лекарственнона-полненного покрытия из биосовместимого полимера. При рациональном выборе состава и толщины оболочки этот простой метод позволяет существенно улучшать комплекс свойств используемых в настоящее время нитей из синтетических полимеров [2].
Целесообразность использования полимера микробиологического происхождения полигидроксибутирата (ПГБ) для нанесения оболочки на хирургические нити обусловлена его биосовместимостью, биодеградируемостью и абсолютной безвредностью для организма. Кроме того, ПГБ выдерживает необходимые условия стерилизации практически без ухудшения свойств, хорошо растворяется в доступных летучих растворителях, что облегчает формирование из его растворов покрытий заданной толщины, а метод отверждения растворов позволяет регулировать их надмолекулярную и пористую структуру. Промышленное освоение ПГБ сейчас начато в России и наряду с уже используемыми полиоксиалканоатами полиглико-лидом и полилактидом он является перспективным полимером для создания различных изделий медицинского назначения.
Работа выполнена в соответствии с основными направлениями научных исследований кафедры технологии химических волокон и наноматериалов МГТУ им. А.Н.Косыгина в рамках комплексного проекта Минобрнауки ЖС-КП.4/002: «Разработка и подготовка промышленного освоения технических ферментных препаратов для целлюлозно-бумажной и текстильной промышленности, биосвязующих и биологически совместимых пластиков, отвечающих современному мировому уровню развития биотехнологии и промышленной микробиологии» (головной исполнитель ИНБИ имени А.Н. Баха РАН).
Целью диссертационной работы является разработка способа получения хирургических нитей с оболочкой из полигидроксибутирата, обладающих улучшенным комплексом свойств. Для этого необходимо было:
- разработать условия нанесения равномерного покрытия на хирургические нити, устойчивого к перегибам и манипуляциям с нитью;
- установить влияние природы и структуры исходных нитей, толщины и состава формируемой оболочки на основные свойства хирургических нитей: прочность, жесткость, капиллярность, надежность узлов и биологическую активность;
- оптимизировать состав оболочки из ПГБ и условия ее нанесения, при которых модифицированная нить наиболее полно отвечает предъявляемым требованиям.
Научная новизна работы
Впервые показана возможность получения хирургических нитей со структурой «ядро-оболочка» на основе синтетических волокнообразующих полимеров по-лиэтилентерефталата и поликапроамида и полигидроксибутирата, высокое критическое поверхностное натяжение которых обеспечивает прочность адгезии оболочки и ядра.
Показано, что пониженная капиллярность, приобретаемая нитью в результате нанесения на ее поверхность покрытия из ПГБ, достигается главным образом за счет гидрофобизации поверхности волокна и в значительно меньшей мере за счет заполнения полимером межволоконного пространства. Впервые описано влияние стороны контакта хирургических нитей с жидкой средой на проявляемую капиллярность.
Установлена зависимость транспортных свойств оболочки из полигидроксибутирата по отношению к иммобилизованному низкомолекулярному биологически активному веществу от условий получения и хранения модифицированных нитей и упорядочения надмолекулярной структуры ПГБ. Показано, что подавление процессов самоорганизации надмолекулярной структуры полимера, стабилизация его транспортных свойств и антимикробной активности нитей достигаются при использовании более высокомолекулярного ПГБ и его смесей с другими полимерами, а также при снижении температуры хранения.
Практическая значимость работы
Разработаны состав покрытия для хирургических нитей на основе полигид-роксибутирата и условия получения и хранения модифицированных нитей, обладающих улучшенным комплексом свойств: повышенными биосовместимостью и прочностью хирургических узлов, пониженной капиллярностью и пролонгированным антимикробным действием. Предложенный способ и установленные закономерности модифицирования нитей являются основой для создания их производства и расширения ассортимента данного вида изделий.
Апробация работы
Результаты работы были доложены на Всероссийских научно-технических конференциях «Современные технологии и оборудование текстильной промышленности Текстиль 2005» (Москва 2005 г.) и «Текстиль-2006» (Москва 2006), XVI Менделеевской конференции-олимпиаде молодых ученых (Уфа 2006 г.), Всероссийской студенческой олимпиаде «Технология химических волокон и композиционных материалов на их основе» (Санкт Петербург 2006 г.), III Всероссийской конференции «Физико-химические процессы в конденсированном состоянии и на межфазных границах Фагран-2006» (Воронеж 2006 г.), на конференции молодых ученых ИНБИ им. А.Н. Баха (Москва 2006 г.), 1-й международной конференции «Современные технологии и возможности реконструктивно-восстановитель-ной и эстетической хирургии», (Москва 2008г.), Межвузовской научно-технической конференции: «Современные проблемы текстильной и легкой промышленности» (Москва 2008 г.), III Международной научно-технической конференции «Достижения текстильной химии - в производство» (Иваново 2008 г.) Публикации
По материалам диссертации опубликовано 5 статей и 4 тезисов докладов на научных конференциях.
Объем работы
Диссертационная работа состоит из введения, литературного обзора, методической части, раздела с обсуждением результатов, выводов, списка использованной литературы. Диссертация содержит 138 страниц машинописного текста, 63 рисунка, 28 таблиц, библиографию из 125 наименований и 20 страниц приложения
Модифицирование хирургических нитей методом нанесения покрытия
Большая доступность и прочность нерассасывающихся синтетических хирургических нитей обуславливают целесообразность разработки способов их мо 21 дифицирования. При этом особый интерес представляет получение нитей с комбинированными свойствами. В связи с этим данный раздел обзора посвящен обобщению научных и патентных данных по модифицированию синтетических хирургических нитей с целью придания им атравматичности, низкой капиллярности, антимикробных или лечебных свойств без ухудшения прочностных и манипуляцион-ных качеств.
Одним из методов формования полимерного покрытия является проведением химической реакции на поверхности модифицируемой нити [20-22]. Авторами [20] запатентован способ осаждения мономера параксилилена на поверхности нити в вакууме с последующей полимеризацией до полипараксилилена по следующей реакции:
Реакция протекает в газовой среде, минуя жидкую фазу, что исключает дефекты покрытия, вызванные неравномерным смачиванием кромок и менисков. В результате образуется равнотолщинное покрытие даже на сильно развитой поверхности, включающей капилляры, выступы. Фиксация гидрофобного полипараксилилена достигается в основном за счет обволакивания (капсулирования) отдельных волокон и в меньшей степени вследствие адгезии. Слабая адгезия ППК и использование малого количества этого модифицирующего полимера препятствует склеиванию волокон. Нанесение покрытия производят при температуре 10-30С по схеме, представленной на рисунке 9.
В соответствии с заявленным техническим решением, можно, производить модификацию монофиламентных и полифиламентных нитей, нанесением покры 22 тия различной толщиной, соответствующей содержанию от 0.25 до 5.0 масс.% ППК. Показано, что покрытие из ППК снижает капиллярность, выравнивает коэффициент трения при скольжении по биоткани, обеспечивает высокую бионейтральность, повышение прочности и улучшение манипуляционных свойств хирургических нитей на основе природных и синтетических материалов. Особенно заметен эффект нанесения ППК для шелковых нитей, которые из-за недостаточной бионейтральности выходят из употребления в практической хирургии. Кроме того, нанесение покрытия из ППК на шелк, у которого потеря прочности при увлажнении составляет около 25%, позволяет сохранить прочность мокрой нити. Однако, в указанных условиях степень превращения мономера в полимер достигает всего 25% [22], в связи с чем не вступивший в реакцию полимеризации диметилбензол, оказывающий токсическое воздействие, необходимо тщательно удалять.
В работе [21] предлагается нить на основе поливинилиденгалогенидов [- СНг -СНа12 -]п, с карбиновым покрытием, формирование которого осуществляется низкотемпературной карбонизацией по реакции химического дегидрогалоге- f нирования:
Нити с карбиновым покрытием обладают черной окраской, которая не исчезает в биологических средах и в контрасте с операционным полем облегчает наложение шва и обеспечивает возможность наблюдения за ним в течение всего после операционного периода. Нить с карбиновым покрытием некапиллярная, обладает биосовместимостью и сохраняет хорошие манипуляционные свойства исходной нити.
Описанные технологии формирования оболочки при помощи реакций на поверхности модифицируемой нити пока не получили широкого внедрения. Чаще используется метод нанесения покрытия из растворов полимера. В таблице 4 приведены результаты патентного поиска по данной теме.
Как видим, в качестве исходных применяют нити из синтетических полимеров, которые необходимы для сохранения высокой прочности. В состав модифицирующей композиции входят полимеры, обладающие способностью деструктиро-вать или рассасываться в жидкой среде организма без образования токсичных продуктов. Определенный срок деструкции оболочки обеспечивает медленное высвобождение лекарственного препарата в раневую среду.
Во многих работах применяется схожее аппаратурное оформление процессов модифицирования. Исходная нить с определенной скоростью поступает в пропиточную ванную, заполненную раствором из полимерного модификатора, БАВ и других добавок, а на выходе ее пропускают через калиброванное отверстие для удаления избытка раствора и возврата его в ванну. Далее нить сушат в термокамере с зональным обогревом. Если предусматривается получение многослойной оболочки, то высушенную нить через поворотный ролик возвращают в пропиточную ванну, вновь обрабатывают пропиточным раствором, калибруют и сушат. Количество обработок нити полимерным раствором соответствует необходимой толщине покрытия. Диаметр калиброванного отверстия после каждой последующей пропитки увеличивается на несколько микрон. В ряде случаев полученную нить в оболочке подвергают термофиксации. Разумеется, в зависимости от свойств применяемых материалов, а также преследуемых целей схема модифицирования может отличаться. Например, в некоторых работах [33, 34, 36] на стадии пропитки исключена операция отжима калиброванным отверстием от избытка наносимого раствора, в связи с этим толщина оболочки определяется количеством прилипшего к нити раствора, которое чаще всего регулируется концентрацией полимера. В связи с этим нанесение покрытия из растворов полимера предполагает определение оптимальной концентрации модифицирующего раствора. С увеличением концентрации раствора экспоненциально возрастает привес нити и снижается ее капиллярность. Так, обработка нитей 15% раствором кремнийорганического каучука является оптимальной для устранения капиллярного эффекта при минимально возможном привесе [7]. Установлено, что чем выше концентрация раствора при обработке нитей, тем дольше нить остается некапиллярной [7, 30] а выделение лекарственного вещества более пролонгировано [33, 34]. В экспериментальном разделе данной работы описанная технология нанесения покрытия из растворов полимера воспроизведена на сконструированной автором лабораторной установке.
Поскольку покрытие, как правило, не увеличивает прочность нити, то для сохранения исходного метрического размера, максимально допустимое содержание покрытия для тонких нитей (MP-1.5) составляет 24.6%, а для толстых нитей (МР-8.0) 11.0%. В связи с этим, нити со слишком толстой оболочкой, полученные , например, авторами [7, 31, 32], не могут удовлетворять требования международного стандарта. Испытания большинства нитей с покрытиями в хирургических узлах показали, что во избежание их соскальзывания необходимо выбирать узлы сложной конфигурации (таблица 5), что увеличивает присутствие материала внутри организма [7]. Данное явление может быть связано с повышением жесткости нитей и/или приобретения нитью гладкой поверхности. Таблица 5 - Свойства некоторых хирургических узлов крученой нити ПКА с МР-5,
Полигидроксибутират — полимер, перспективный для медицинского применения
В литературе используются такие термины, как «биоразложение» и «биораспад» [1, 11], эти понятия обобщены под термином «биодеградация» [11, с.24], который характеризует способность имплантата к уменьшению размера и массы в процессе функционирования в организме. При этом не рассматривают механизм распада, который может включать как физическое растворение компонентов материала, в первую очередь полимера, так и ферментативный гидролитический распад.
Способность ПГБ биоразлагаться является ключевым фактором, обуславливающий его выбор для поверхностного модифицирования хирургических нитей. Предполагается, что оболочка из ПГБ будет разрушаться под действием среды и ферментов организма, а импрегнированный в него лекарственный препарат будет высвобождаться в околошовную среду. Такая система будет выполнять пролонгированную лекарственную функцию в течение всего срока заживления шва. Рассмотрим литературные данные о механизме и скорости биодеградации ПОА в различных условиях. С целью выявления закономерностей биодеградации ПОА в биологических условиях исследована биодеградация мононитей из ПГБ и ПГБ-со-ПГВ при непосредственном контакте с тканями человека in vitro (рисунок 18) [96].
После 60 суток имплантации существенных изменений поверхности нитей не происходит, и только на более поздних сроках через 120 и 180 суток зарегистрировано достоверное уменьшение массы нитей, при этом под адгезированными клетками обнаружены локальные дефекты нити. Средняя скорость снижения массы нитей составляла для ПГБ и ПГБ-со-ПОВ, соответственно, 0.0019 и 0.0038 мг/сут. Абсолютная прочность и модуль упругости нитей за 180 суток экспозиции снижались на 33-37% от исходных значений. Однако, далее (90-180сут.) из-за инактивации ферментов сыворотки и крови биодеструкции замедлялась (до 0.0011 и 0.0014 мг/сут. соответственно). Как в крови, так и в сыворотке скорость убыли массы нитей, полученных из сополимера ПГБ-со-ПГВ в 1.4-2.0 превосходит таковую у нитей, изготовленных из ПГБ, что может быть связано с большей аморфностью сополимера [96].
Как видно, процесс деградации полиоксиалканоатов протекает многоступенчато. В связи с тем, что аморфная фаза полимера всегда менее устойчива к биодеструкции, чем кристаллическая [48, 95, 97-99], процессы эрозии материала в пер 41 вую очередь охватывают аморфную фазу, при этом в результате ее «вымывания» кристалличность полимера возрастает. Дальнейший гидролиз сложноэфирной связи приводит к снижению молекулярной массы, в результате чего образуется смесь из олигомеров, тетрамеров, димеров и даже мономеры. Кроме того, в окружающей имплантат среде присутствуют различные типы солей, которые могут принимать участие в превращении полимера (таблица 10) при этом, по мнению авторов [96], существенное каталитическое воздействие на процесс деструкции гидрофобных полимеров оказывают в основном фосфаты. Под влиянием кислот и щелочей поли-оксиалканоаты разлагаются, как другие полиэфиры. Однако скорость гидролитической деградации ПГБ существенно ниже скорости его биодеградации [100, 101]. Таблица 10 - Ионный состав жидкости организма человека, мгэкв/л.
Органические кислоты 3 3.4 Таким образом, ПОА разлагаются достаточно медленно, и время потери массы ПГБ на 20-30% в среднем превосходит срок образования рубца живой ткани в 10-12 раз. Наибольшее влияние на скорость биодеградации изделия ПОА, оказывают регулярность строения полимера, степень кристалличности, молекулярная масса, пористость, а также способ его переработки из расплава или раствора [51, 102, 103].
Увеличить скорость биодеградации можно снижением степени кристалличности полимера, например, описанными выше способами или применением различных способов переработки полимера. Так, биоразрушаемость пленки из ПГБ ускоряется в ряду: отожженная при 90 С, 9 минут фиксировано - отожженная ориентированная, экструзионная релаксированная пленки [47]. Процесс гидроли 42 тической деградации существенно ускоряется при повышении температуры [104]. Скорость биодеструкции особенно возрастает с увеличением пористости имплантатов [105]. Предварительное у-облучение ПОА дозой 10 Мрад снижает прочностные свойства нитей и способствует их разрушению: деструкция пленочных образцов ПОБ зафиксирована уже спустя 2 недели после имплантации, а через год удалось обнаружить только маленькие фрагменты полимерных имплантатов [106].
Важной характеристикой материалов медицинского назначения является их устойчивость при стерилизации. Радиационная устойчивость ПОА позволяет использовать для их стерилизации различные методы. Данные таблицы 11, показывают, что способ стерилизации не влияет на величину молекулярной массы полимеров. Прочностные свойства пленок из ПГБ после автоклавирования и суховоздуш-ной термообработки при 140С ухудшались не более чем на 20%. Негативного влияния стерилизации на аналогичные свойства пленок из ПГБ-со-ПОВ не обнаружено. В случае иммобилизации в полимерную матрицу лекарственных веществ необходимо учитывать устойчивость к условиям стерилизации и последних.
Приготовление модифицирующих растворов
На дно чашки Петри помещали пленку из анализируемого полимера. На ХА ее площади при помощи ватного тампона плотно приглаживали алюминиевую фольгу толщиной 12 мкм, так, чтобы между пленкой и фольгой не было воздуха. Сверху размещали стеклянное кольцо с пришлифованными кромками. Кольцо размещали так, чтобы кроя субстрата и алюминиевой подложки были за его пределами. Во внутрь кольца наливали 2% раствор ПГБ в хлороформе в объеме, необходимом для получения пленки ПГБ толщиной 40-50 мкм, и ставили на сушку в закрытом шкафу. Общий вид конструкции представлен на рисунке 21.
Рисунок 21 - Приготовление образцов для изучения адгезии ПГБ к пленочным материалам: а - принципиальная схема; б - натуральная установка
После испарения растворителя конструкцию разбирали и при помощи разрывной машины измеряли усилие отслаивания ПГБ от полимерных пленок. Рабочая ширина и длина испытываемых образцов составляла 5 и 30 мм соответственно.
Определение краевого угла смачивания и его связь с адгезией По теоретическим данным [110, С.20], при разъединении контактирующих тел, находящихся в жидком или твердом состоянии, затрачивается определенная работа WTI_T2, которая равна сумме поверхностных натяжений двух ранее контак тировавших тел aTi_r + оТ2_г за вычетом поверхностного натяжения этих тел ОТІ-Й: WT1.T2 = ОтІ-г + от2.г - о і.т2 (3) После принятия нескольких преобразований авторами [110, С.45; 111, С.121] получена расчетная формула для оценки работы адгезии между телами: Wrifla = 2 (oVo-Vr),/l + 2 (o oW, (4)
Где о , ор - дисперсная и полярная составляющие поверхностного натяжение тел на границе фаз; индексы: т, г - означают твердую и газовую фазы соответственно, ті, т2 - тела 1 и 2 соответственно.
В связи с тем, что для всех адгезионных систем дисперсная составляющая ответственна за формирование равновесной работы адгезии [ПО, С.46] в формуле (4) опускали полярную составляющую, и расчет работы адгезии между твердыми телами производили по формуле: WTl.T2 = 2 (а,ь,а ,)м (5) где: о - поверхностное натяжение (дисперсная составляющая), которую можно оценить по краевому углу смачивания твердого тела жидкостью с известным поверхностным натяжением.
Таким образом, свойства поверхности пленок оценивали величинами краевых углов смачивания. Следует упомянуть, что для определения сил сцепления на границе фаз данную формулу на практике применяют авторы работы [50, 112]. Возможность оценки адгезионной прочности на разрыв по работе адгезии жидкости к твердому телу так же изучена в работе [113].
Образцы пленок помещали на предметное стекло и с помощью автоматической микропипетки наносили на поверхность пленки по 10 капель дистиллированной воды объемом 100, 200 и 300 мкл. С помощью цифровой камеры получали компьютерное изображение капли. На фотографии проводили касательную к капле и определяли величину угла смачивания. Пример фотографии для некоторых полимерных пленок, представлен на рисунке 22. где: аж.г- поверхностное натяжение вода, равное 72.8 мДж/м2; - краевой угол смачивания полимерной пленки водой, градус.
Критическое поверхностное натяжение пленок определяли с использованием подхода Зисмана [110 С.54, 111 С.128-131, 114 С.42-45] по методике стандарта ASTM D2578-99a «Стандартный метод испытания смачивания пленок» [115]. Измерение проводили на производственном предприятии ООО «Росевропласт», Рос сия. Суть метода заключается в следующем. Готовили серию смесей из химически чистых формамида (HCONH2) и моноэтилового эфира этиленгликоля (СН3-СНг-0-СН2-СН2-ОН) в соотношениях, указанных в таблице 12. Полученное значение поверхностного натяжение смесей контролируют тензиометром модели 20 фирмы Fisher (Германия). Таблица 12 — Состав стандартных растворов и их поверхностное натяжение [115]
Ватной палочкой на поверхность пленки наносят тонкий слой серии смесей с известным поверхностным натяжением до определения той смеси, которая смачивает поверхность пленки. Раствор считают смачивающим испытуемый образец, если он остается целым в виде непрерывного слоя жидкости минимум на 2 секунды. Критическое поверхностное натяжение поверхности пленки будет приблизительно равно поверхностному натяжению смачивающей смеси.
Физико-механические характеристики исходных и модифицированных нитей изучали на разрывной машине «Fritz Heckert FP 10/1» (Германия). Начальная длина образцов 100 мм, скоростью растяжения 120 мм/мин. Измеряли абсолютную и относительную разрывную нагрузку, относительное разрывное удлинение.
Деформационно-прочностные характеристики пленок толщиной 50-60 мкм определяли при комнатной температуре без предварительной вентиляции образцов на универсальной разрывной машине AGS-10 kNG "Shimadzu" (Япония), оснащенной программой Plastic Tensile Test, version 1.71 "Messphysik Laborgerdteges Gmbh" при скорости растяжения 20 мм/мин. Длина рабочей части образцов составляла 30мм, ширина образцов 5.0мм. Испытание проводили в ИСПМ им. Н.С. Ениколо-пова РАН.
Исследование физико-механических свойств модифицированных хирургических нитей
Меньшее снижение выхода ФЗ наблюдается и у нитей с менее однородным композиционным покрытием (рисунок 59 кривые 1 и 1 ). Скорость десорбции ФЗ из нитей с оболочкой из смеси ПГБ - ПКЛ (кривая 2) заметно выше, чем из чистого ПГБ (кривая 3). Действительно, как и ожидалось, нанесение пористой композиции (рисунок 50г) приводит к увеличению как скорости выхода антимикробного вещества из оболочки во внешнюю среду, так и его количества. Наибольшая скорость десорбции ФЗ наблюдается у нитей с оболочкой из композиционного покрытия ПГБ - ПЭГ (кривая 1), что, очевидно, связано с их большей гидрофильностью.
Таким образом, АА определяется десорбцией ФЗ, которая в свою очередь зависит от толщины модифицирующего слоя, состава и структуры оболочки (пористость) и количества введенного в нее ФЗ. Поэтому для достижения высо 1 кой ЗЗР микроорганизмов и эффекта пролонгирования (7 - 14 сут) необходимо получать нити с содержанием модифицирующего покрытия 10-12%, которое целесообразно наносить двукратной пропиткой нити. Указанный состав нити достигается выбором молекулярной массы, концентрации модифицирующего раствора и других параметров на основании закономерностей по условиям нанесения покрытия на нити описанных в разделе 3.2. Содержание ФЗ в оболочке должно быть на уровне 5-7%. Выбор композиционного состава покрытия необходимо делать с учетом данных о чистоте и токсичности ПГБ, а также требований к прочности нитей. Выход фуразолидона из оболочки разного состава и антимикробная активность зависят от условий и срока хранения модифицированных нитей.
Как показано в предыдущем разделе, модифицированные нити, выдержанные в течение длительного времени, проявляют меньшую антимикробную активность, чем свежесформованные. Целью данного раздела работы стало изучение структурных изменений, протекающих в пленках на основе ПГБ при их хранении, как причины снижения выхода фуразолидона. Пленочные образцы толщиной 50-100мкм, необходимые для проведения рентгеноструктурного анализа (РСА) и физико-механических испытаний отливали из раствора ПГБ-960 в хлороформе. Перед испытаниями образцы пленок хранили в течение 7-130 суток при температуре -20 и +20 С. Для удобства обсуждения результатов испытаний пленкам присвоены номера, приведенные в таблице 26. Таблица 26 - Образцы пленок из ПГБ для РСА и деформационно-прочностных испытаний
Основные рефлексы кристаллографической решетки соответствуют межплоскостным расстояниям, равным а=5.7бА, в=13.20А, с=5.9бА [43]. Согласно [77], при растворении полимера и получении пленок испарением растворителя исходная структура ПГБ нарушается: увеличивается содержание аморфной фазы, характеризуемая явно выраженным изменением температуры стеклования, возникают области с нарушенной кристалличностью и мелкокристаллическая модификация. На рисунке 60 представлены фоторентгенограммы исследуемых образцов. На всех приведенных снимках присутствуют только кольцевые рефлексы, что свидетельствует об отсутствии ориентации кристаллитов, а два вида рефлексов - четкие кольца и размытые окружности разной интенсивности - отражают наличие в образцах более и менее регулярно упакованных областей. На рентгенограммах также видно, что с увеличением времени хранения пленок, как при комнатной температуре, так и в морозильной камере происходит упорядочивание их структуры, поскольку в большеугловой области увеличивается количество разрешившихся колец, и они становятся более контрастными и яркими. Данные о межплоскостных расстояниях в кристаллитах ПГБ (таблица 27), подтверждают факт изменения надмолекулярной структуры при хранении полимера.
У образцов П-3 и П-4, хранившихся при комнатной температуре, имеет место монотонное уменьшение межплоскостных расстояний, рассчитанных по рефлексам 2, 3, 4, 5, 6, 8, 11 и по появлению рефлексов 7 и 9 (таблица 27). Аналогичным образом, но в меньшей степени выражено влияние времени хранения в морозильной камере образцов П-6 и П-7.
Представление данных PC А в виде дифрактограмм (рисунки 61, 62) иллюстрирует увеличение числа разрешившихся рефлексов и рост интенсивности плеча при 20 = 21.0 и рефлекса при 2 = 27.6.
Из анализа углового положения рефлексов 2 = 13,25 и 16,75 а также 20 = 30 в соответствие с результатами работы [43, 73], можно заключить, что исследуемые пленки обладают структурой, соответствующей полимеру на основе 3ГБ в чистом виде или с незначительным содержанием 4-гидроксибутирата.
