Учебно-методический комплекс дисциплины «Медико-биологические полимеры» (стр. 5 )

Ни один из перечисленных неприродных полиэлектролитов сам по себе не является антигеном. Механизм действия полимер­ных адъювантов не связан прямым образом с тонкими особен­ностями строения звеньев. В основе иммуностимулирующей активности полимерных адъювантов должны лежать некоторые общие механизмы, обусловленные в первую очередь их макромолекулярной природой. Одно из таких свойств макромоле­кул— способность к многоточечному кооперативному взаимо­действию с другими химически комплементарными макромолеку­лами с образованием устойчивых интерполимерных комплексов или к прочной многоточечной кооперативной адсорбции на химически комплементарных поверхностях.

Исследованы строение и свой­ства некоторых водорастворимых кооперативных комплексов синтетических линейных полиэлектролитов с глобулярными бел­ками, в частности с белками сыворотки крови. В роли кооперативного партнера по отношению к линейному полимеру выступают функциональные группы на поверхности белковой глобулы. Образование ком­плексов белков с линейными полиэлектролитами фактически состоит в «прилипании» более или менее протяженных участков полимерных цепей к поверхности белковых глобул. В зависи­мости от степени полимеризации при прочих равных условиях одна макромолекула может «приклеиваться» либо к одной, либо к нескольким глобулам. Необходимо подчеркнуть, что в комплексах сохраняются достаточно длинные участки линейной цепи в виде петель или свободных концов, которые обеспечи­вают потенциальную возможность дополнительного многоточеч­ного связывания с другими молекулами или частицами.

Лекция 6 - Физиологически активные полимерные микрочастицы

Содержание:

Микрочастицы, растворяющиеся в организме. Циркулирующие микрочастицы. Полимерные липосомы.

1. Некоторые нерастворимые гетероцепные полимер­ные носители, к которым присоединены ФАВ, относительно быстро распадаются в мягких условиях с образованием водо­растворимых фрагментов. Так, химотрипсин или гемоглобин, присоединенные к Сефадексу, окисленному периодатом, можно перевести в растворимые конъюгаты обработкой аминами (рН = 9) или декстраназой (рис.1).

Рис.1 Деструкция микрочастиц диальдегидсефадекса, содержащего ковалентно связанный фермент, в организме: А – набухшая микрочастица до распада; Б – остаток микрочастицы в ходе распада; В – образовавшиеся в результате деструкции растворимые полимер-ферментные конъюгаты; 1 – полисахаридные цепи, 2 – молекулы фрагмента

Аналогичные результаты получены с иммобилизованной на биодеградирующих МЧ стрептокиназой. Время растворения для одного из образцов составило 48 ч, из которых в течение 32 ч в раствор выделялся конъюгированный фермент. Выделе­ние происходило с понижающейся скоростью за счет неравно­мерного распределения фермента в МЧ.

Химотрипсин был также иммобилизован включением в слабо сшитый гель поливинилпирролидона. Проницаемость геля для фермента регулировалась количеством сшивающего агента так, что скорость выхода фермента в раствор можно было менять от 100 до 64 % за 50 ч. С увеличением степени сшивания возрастает также время полного растворения геля — от 2—3 сут до отсутствия полного растворения, причем фермент высвобождался значительно раньше. Ферментативные свойства химотрипсина при иммобилизации и солюбилизации претерпели изменения, аналогичные описанным выше для диальдегидсе-фадекс-фермента.

При внутрикоронарном введении суспензии МЧ, содержащих фибринолизин, происходит полное разрушение тромбов и восстанов­ление кровотока. Количество нативного фибринолизина, необ­ходимое для осуществления такого же эффекта, в 100 раз больше. Кроме того, в случае МЧ достаточно однократного их введения.

Аналогично ферментам в МЧ из окисленного Сефадекса был включен инсулин. После присоединения инсулина и восста­новления альдиминовых связей боргидридом в раствор выделя­лись водорастворимые конъюгаты с М— 10, 50 и 150 тыс. (62, 40 и 30 мг белка на 1 г носителя в зависимости от степени окисления исходного Сефадекса), которые не высвобождали инсулин. В экспериментах на животных было показано, что все три конъюгата сохранили физиологическую активность исход­ного инсулина, а время проявления активности увеличилось с 5—6 ч до 14—16 ч.

Таким образом, биосовместимые и биодеградирующие МЧ, содержащие ФАВ, представляют собой удобную лекарственную форму для латентации и постепенного высвобождения действую­щего начала.

2. Другой вид МЧ — это носители ФАВ, не переходящие в раство­римое состояние перед поступлением в циркуляцию. Цир­кулирующие корпускулы эндоцитируются клетками, либо сор­бируются на их поверхности, либо попадают в межклеточное пространство. Это частицы размером 0,1—1 мкм и более, при­чем сферическая форма существенна для улучшения реологи­ческих свойств их суспензии в плазме. Важную роль играет также распределение частиц по размерам, которое должно быть узким. В качестве материала для МЧ используют сшитый до нерастворимого состояния альбумин, а также полученные эмульсионной полимеризацией микросферы синтетических поли­меров— гидрофобных (полистирол) или гидрофильных (поли-гидроксиэтилметакрилат и другие акрилаты).

МЧ должны содержать на своей поверхности или по всей массе реакционноспособные группы, пригодные для ковалентного присоединения или сорбции ФАВ и в ряде случаев «узнаю­щих» цель молекулы. Процесс связывания не должен приводить к изменению формы и размеров частиц, если он проводится с готовыми микросферами. Можно также физически включать ФАВ в массу МЧ в ходе их получения. Если при этом полимер образует только оболочку, внутри которой заключен раствор ФАВ, то такие частицы называются микрокапсулами, которые здесь не рассматриваются.

Важнейшие требования к МЧ, содержащим ФАВ:

целевой транспорт в место действия (орган-мишень); высвобождение ФАВ с достаточной скоростью в месте дей­ствия и отсутствие этого процесса в ходе транспортировки кро­вотоком; достаточная стабильность — МЧ не должны агрегировать при хранении и введении в контакт с кровью; возможность стерилизации перед внутривенным введением; материал МЧ должен быть нетоксичен и способен к выве­дению из организма в результате биодеструкции.

Проблема биодеструкции МЧ имеет несколько аспектов. МЧ должны быть устойчивы, в частности не выделять ФАВ при хранении и в ходе циркуляции в кровотоке, если они специаль­но для этого не предназначены. Попадая в клетку, МЧ должны постепенно деструкторовать. Оптимальная скорость деструкции зависит от ряда факторов. Если ФАВ механически включено в массу МЧ, то скорость деструкции определяет скорость по­дачи ФАВ. Для ФАВ, сорбированных на поверхности МЧ, ско­рость его высвобождения намного выше скорости деструкции, и такие МЧ обычно выделяют ФАВ в ходе циркуляции. ФАВ, химически связанные с МЧ, могут отщепляться в клетке или кровотоке в ходе деструкции МЧ, хотя отщепление ФАВ может опережать деструкцию.

Наилучшие перспективы магнитные МЧ имеют в терапии твердых опухолей. Сосредоточение магнитных МЧ в капиллярах имеет два важных преимущества: во-первых, максимальная диффузия ФАВ наблюдается именно в капиллярах и венулах и, во-вторых, облегчается переход МЧ в межклеточное пространство. В результате происходит насы­щение выделяющимся ФАВ межклеточного пространства опу­холи.

3. Липосомы — моно - или полиламелярные фосфолипидные полые корпускулы микроразмеров. Каждая из составляющих их ламелей представ­ляет собой замкнутую мембранную бислойную структуру, в ко­торой фосфолипидные молекулы обращены полярными концами наружу, в водную фазу, а гидрофобными, неполярными конца­ми,—внутрь, навстречу друг другу. Минимальный размер липосом составляет около 0,025 мкм в диаметре (для моноламе-дярных липосом), максимальный — до нескольких микрометров (для мультиламелярных липосом). Помимо фосфолипидов в со­став липосом входят обычно холестерин и заряженные амфи-фильные соединения, влияющие на стабильность липосом. Внутрь липосом различными методами могут быть включены самые разнообразные ФАВ.

В отличие от МЧ липосомы не имеют по­лимерной ковалентной структуры. Они подобны сшитым полимерным агрегатам, если рассматри­вать гидрофобные контакты между неполярными «хвостами» липидов внутри бислоя как аналоги ковалентных связей. Такие контакты менее прочны, чем ковалентные связи, из чего выте­кают два важных следствия. Во-первых, они нарушаются при контакте с клеточной мембраной, в которой тоже нет ковалент­ных связей между компонентами, приводя к слиянию липосомы с клеткой. В результате содержимое липосомы попадает в клет­ку. Этот принцип положен в основу использования липосом в качестве транспортной формы для ФАВ. Во-вторых, неболь­шая прочность липосом, в частности межлипидных контактов, обусловливает постепенный выход из них содержимого как при хранении, так и в ходе циркуляции в кровяном русле.

Потребность в более прочных липосомах возникла также в ходе реализации одной из новейших идей в химиотерапии опухолей. Вместо того чтобы доставлять в опухолевую клетку цитотоксичные ФАВ, «убивающие» клетку изнутри, можно дестабилизировать мембрану такой клетки, т. е. «убить» ее снаружи. Для этого необходимы корпускулы, так как про­цесс протекает на клеточном уровне. Обычные липосомы могут сливаться с клеткой, но при этом гибнет липосома. Для уничтожения же опухолевой клетки не­обходимо, чтобы возможность слияния сохранялась, но разру­шению подвергалась клетка, т. е. мембрана липосомы должна быть прочнее, чем клеточная мембрана. Проблема целеузнавания будет решаться при этом так же, как и для обычных липо­сом, действующих на молекулярном уровне, т. е. иммунологи­ческими методами.

Упрочнение стенок липосомы может быть реализовано двумя путями. Первый из них заключается в создании ковалентных связей между фосфолипидами, находя­щимися в ориентированном состоянии, в виде бислоя, путем полимеризации. Второй путь состоит в покрытии липосом поли­мерной «сеткой». Взаимодей­ствие между фосфолипидами и покрывающим полимером может иметь как  ковалентный, так и электростатический характер. В последнем случае должен образоваться псевдополиэлектролитный комплекс между покрывающим полимером и «псевдо­полимером» — ориентированными фосфолипидами липосомы. Такой комплекс может быть дополнительно стабилизирован липофильными «хвостами», специально вводимыми во взаимо­действующий с липосомой полимер.