Проблемы и перспективы применения мембранной технологии в медицине и фармацевтике

ПРИКЛАДНАЯ ХИМИЯ И ХИМИЧЕСКАЯ ТЕХНОЛОГИЯ

УДК 542.816:66.081

И. Ш. Абдуллин, Р. Г. Ибрагимов, Г. Ш. Музафарова, Э. М. Саматова

ПРОБЛЕМЫ И ПЕРСПЕКТИВЫ ПРИМЕНЕНИЯ МЕМБРАННОЙ ТЕХНОЛОГИИ

В МЕДИЦИНЕ И ФАРМАЦЕВТИКЕ

Ключевые слова: мембрана, модификация, плазма, проницаемость, селективность, гидрофилизация, гидрофобизация,

оксигенация, гемодиализ, гемосорбция, полиорганосилоксан, политетрафторэтилен, полидиметилсилоксан, монофиламентная нить, винилтриметилсилан, гемосовместимость, гексаметилдисилоксан, перфузия, элиминация, гипероксия, гемофилия, гепарин, регенерированная целлюлоза, сверхмолекулярный полиэтилен.

Селективные полимерные мембраны нашли применение в аппаратах искусственного кровообращения, обеспечивающих оксегенацию крови и в гемодиализе (аппарат «искусственная почка»). Лаки и покрытия мембранного типа используют в гемосорбции (покрытие гранул сорбентов, предотвращающие разрушение крови), как покрытия ран и ожогов, как материалы лекарственного депо и во многих других случаях к ииспользуемым мембранам предъявляются следующие требования: высокая степень очистки и высокая проницаемость, биосовместимость.

Keywords: membrane, modification, plasma, permeability, selectivity, hydrophilization, water-repellency, oxygenation, hemodialysis,

hemosorbtion, polyorganosiloxane, polytetrafluoroethylene, polydimethylsiloxane, monofilament thread vinyltrimethylsilane, hemocompatibility, hexamethyldisiloxane, perfusion, elimination, hyperoxia, hemophilia, heparin, regenerated cellulose, polyethylene

sverhmolekulyarny.

Selective polymeric membranes have been used in cardiopulmonary bypass, providing oksegenatsiyu blood and hemo-dialysis (apparatus "artificial kidney"). Paints and coatings used in the membrane hemosorption (coating granules sorbents to prevent the destruction of the blood), as covering wounds and burns, as the materials of the drug depot and in many other cases to iispolzuemym membranes meet the following requirements: a high degree of purification and high permeability, biocompatibility.

Полимеры медицинского назначения широко используются в искусственных системах, имитирующих функции клеточных мембран человека, для разделения и диффузии: кислорода и углекислого газа, водяных паров, питательных веществ, метаболитов и других веществ. Селективные полимерные мембраны нашли применение в аппаратах искусственного кровообращения, обеспечивающих оксиге-нацию крови и в гемодиализе [1]. Аппарат «искусственная почка» представлена на рис. 1.

Рис. 1 - Схема подключения аппарата искусственного кровообращения: 1 - аорта; 2 - артериальная линия; 3 -микрофильтр; 4 - артериальный насос; 5 - оксигенатор; 6 - венозная линия; 7 - нижняя полая вена; 8 - верхняя полая вена

Лаки и покрытия мембранного типа используют в гемосорбции (покрытие гранул сорбентов,

предотвращающие разрушение крови), как покрытия ран и ожогов, как материалы лекарственного депо и во многих других случаях [2].

Нанопроницаемые ультрафильтрационные мембраны для оксигенераторов должны удовлетворять следующим требованиям: иметь высокую газопроницаемость по кислороду и углекислому газу; обладать биологической и химической совместимостью с кровью; отличаться достаточно высокой механической прочностью и стойкостью к химическим и физическим факторам, действующим на мембрану при ее стерилизации и эксплуатации. Максимально повысить процессы газообмена при оксигенации крови (помимо оптимизации конструкции оксигенатора) возможно за счет эффективности нанопрони-цаемой мембраны, которая зависит от природы полимера и ее толщины. Высокая эффективность на-нопроницаемой мембраны не столько позволяет варьировать проницаемость кислорода (гемоглобин крови усваивает строго определенный его объем), сколько важна для быстрого выделения (элиминации) углекислого газа из крови. Движущей силой элиминации СО2 является небольшое парциальное давление в крови, которое не поддается произвольному регулированию извне [3]. Следовательно, скорость выделения двуокиси углерода всецело зависит от эффективности и селективности самой мембраны.

Наиболее подходящими для оксигенаторных мембран являются материалы на основе полиорга-носилоксанов. Важным является и то, что полиорга-

носилоксаны обладают хорошими антитромбоген-ными свойствами. Применение изотропных мембран из полиэтилена, производных целлюлозы и других полимеров не дало желаемых результатов по эффективной оксигенации крови вследствие их малой проницаемости. Нанопроницаемые мембраны на основе полиорганосилоксанов в оксигенаторах начали использовать с 60-х годов ХХ века вначале в виде пленочных систем, а затем и капилляров.

Создание тонких и прочных мембран из "чистых" полиорганосилоксанов представляет значительные трудности из-за их низкой когезионной прочности. Поэтому вначале разрабатывались армированные или наполненные мембранные элементы. Так, в виде ткани из дакрона были предложены си-локсановые мембраны, полученные пропиткой. Толщина мембраны в промежутках между плетениями ткани 130 мкм, газообмен ее по кислороду 800 мл м2/мин при перепаде парциального давления 30 см вод. ст. Из а, w-дигидроксиполиорганосилок-санов пропиткой синтетической бумаги толщиной 55 мкм были получены мембраны с проницаемостью по кислороду 3 л м2/мин. Пленочные наполненные мембраны толщиной 130 мкм (70% силокса-нового каучука и до 30% окиси кремния) применялась в конструкции оксигенатора фирмы "LandeEdwards" (США). Насыщение крови кислородом через эту мембрану (при скоростях потока крови 0,5-1,5 л/мин) составляет 22-40 мл/мин.

Была разработана мембрана типа "сэндвич" с односторонним нанесением силоксанового покрытия толщиной 10 мкм на микропористые субстраты. Процесс заключался в нанесении на водную поверхность тонкого слоя силоксановой пленки, которую в неотвержденном виде переносят на микропористую подложку. Под действием вакуума и последующего нагревания пленки при 150°С в течение 3 мин она прочно прилипает к гладкому или бороздчатому микропористому несущему материалу. Подобные мембраны, выполненные из гидрофобной микропористой основы (смесь коллоидного графита и политетрафторэтилена), покрытые тонкой (10 мкм) си-локсановай пленкой, способны пропускать 70 мл O2 c м2 в минуту [4].

Одним из способов увеличения поверхности контакта кислорода с кровью и уменьшения толщины пленки крови на поверхности мембраны является использование капиллярной формы мембран. Она также позволяет увеличить рабочую площадь мембраны (в единице объема) и, следовательно, уменьшить габариты аппарата. В первых модулях такого типа использовались мембраны в виде пакета из капиллярных силоксановых трубок 0,5 м2 (850 штук), длиной 30 см, с толщиной стенок 162 мкм и диаметром 625 мкм [5]. Принципиальная схема процедуры гемодиализа представлена на рисунке 2.

Мембрана площадью 1 м2 имеет производительность 1л O2 в минуту. Опробованные в качестве оксигенаторных мембран капилляры из полидиме-тилсилоксанов имели следующие недостатки: низкий процент открытых пор, большой внутренний диаметр и высокую стоимость [6].

Рис. 2 - Принципиальная схема процедуры гемодиализа

Поэтому были исследованы термопластичные полимеры (например,поли-4-метилпентен-1), модифицированные жидкими силоксанами.

Данные полимеры смешивали с силоксано-вым маслом при нагревании и экструдировали в полые волокна с внутренним диаметром 50 мкм и толщиной стенки 10 мкм. Прочность такого волокна при растяжении - 5 МПа. Газопроницаемость модифицированных волокон достигала 85% от проницаемости медицинской резины из силикона. При рециркуляции крови человека за 24 часа через оксигенатор с полыми волокнами (площадью 1м2) не было обнаружено заметного увеличения содержания силоксана в крови. Удалось создать капиллярные мембраны с наружным диаметром до 300 мкм и толщиной стенки до 50 мкм [7].

Известна мембрана из полого волокна, в том числе и из силиконов, с обвивающей его на определенном расстоянии по шагу монофиламентной нитью. Разновидностью этого является половолокон-ная мембрана со сформированными на внешней поверхности волокна овальными выступами 10-30 мкм, занимающими до 60% поверхности мембраны [8]. Предложенные капиллярные мембраны пригодны для увеличения турбулизации потока крови и, следовательно, повышения эффективности оксиге-нации.

Важным является также влияние эффекта упаковки полых волокон в модуле аппарата на величину проницаемости по О2 и СО2, давления крови и характеристик ее течения: оптимальным фактором упаковки является 0,28 при наружном диаметре волокна 300 мкм. Дальнейший прогресс в области разработки мембранных материалов для медицины связан с повышением механических свойств силиконов, без изменения их газопроницаемости. Была синтезирована серия полиоргано-полисилоксановых сополимеров, содержащих гомоцепные или гетеро-цепные блоки. Фазовое состояние органических блоков в сополимере таково, что в виде доменов они образуют псевдо наполненные системы в гибкой силоксановой матрице, обеспечивая ей механическую прочность за счет физической сетки. Из таких сополимеров были получены довольно тонкие и прочные пленки-мембраны 30-40 мкм с хорошими газообменными характеристиками, например, мембрана МЕМ-213 фирмы "General Electric". При этом силоксановые фрагменты сохраняют высокую газопроницаемость. Важно отметить также, что такие

сополимеры, например, поликарбонат-

полисилоксаны (ПК-ПДМС) обладают хорошей ге-мосовместимостью. Это связано с наличием в блок-сополимерах микродоменных областей (10-100 А), близких по размерам белкам крови, а также с невысокими значениями их поверхностной энергии. Из ПК-ПДМС были получены капиллярные мембраны с внутренним диаметром 150 мкм. При площади мембран 1 м2, скорости подачи крови 1,4 л/мин и начальном объеме заполнения оксигенатора 100 мл производительность его по кислороду составляла 55 мл/мин, а по СО2 - 66 мл/мин [8]. На рис. 3 представлено устройство капиллярного гемодиализатора.

Диализат

Диализат

Рис. 3 - Устройство капиллярного гемодиализа-тора

Отечественные исследователи разработали несколько вариантов пленочных асимметричных мембран на основе винилтриметилсилана (мембра-на-ПВТМС), полиарилат-полисилоксана (мембрана-Силар) и ПК- ПДМС (мембрана-Карбосил-АС). Последние были использованы в плоскостных моделях оксигенаторов.

Высокая эффективность мембран для оксигенаторов была в дальнейшем достигнута за счет использования пористых плоских и волоконных систем из гидрофобных политетрафторэтилена, полипропилена и других полимеров (Табл.1).

Технология изготовления пористых мембран связана с подбором фракций гранул полимера определенного размера и режимов их прессования, а также режимов экструзии и вытяжки образующихся пленок и волокон. Разброс по размерам пор, например, для фторопластовой мембраны лежит в диапазоне 2-6^10 А. Поэтому газовые потоки через пористые мембраны значительно больше, чем через сплошные, и площади газообмена в оксигенаторе меньше (1 м2 вместо 3-5 м2) [9].

Однако, как показали последние исследования, такие мембраны имеют и ряд недостатков, связанных с их пористой структурой:

- возможность попадания пузырьков газа в кровь, что может вызвать эффект послеоперационного невротического расстройства;

- гидрофилизация липидами крови поверхности пор волокна и проникновение крови в поры, что приводит к ухудшению газопереноса;

- отрицательное влияние газовых менисков в устьях пор мембраны, создающих высокое поверхностное натяжение крови [10].

Недостатки пористых мембран можно нивелировать путем нанесения на их поверхность односторонней, микронного уровня сплошной пленки, например, из полиарилат-полисилоксана, которая обладает высокой газопроницаемостью и хорошей гемосовместимостью. Скорость переноса кислорода для данной модифицированной мембраны в виде полого волокна из полипропилена составляет до 97%, а скорость элиминации углекислого газа - до 75% от соответствующих показателей непокрытой мембраны.

Таблица 1 - Проницаемость полимерных мембран, используемых в оксигенаторах. ПЭ-полиэтилен; ПТФЭ- политетрафторэтилен; ПДМС- полиди-метилсилоксан; ПКС-поликарбо-натсилоксан; ЭЦ-этилцеллюлоза; ПФБЭЦ-перфторбутират-этилцеллюлозы; ПАС-поли-алкиленсульфон; ПТФЭ-политетрафторэтилен пористый

№ Ма- Газопрони- Сел Паро-

п/ п тер. мем браны цаемость, Р*108 см3см/см2 с см рт. ст. РСО2/ РО2 прон. д*108 г/см2 с см рт.

О2 СО2 ст.

1 ПЭ 2,8 1,2 0,43 0,3

2 ПТФЭ 1,5 3 2 0,03

3 ПДМС 55 330 6 20

4 ПКС 16 97 5,7 7

5 ЭЦ 2,1 4,1 1,95 -

6 ПФБЭЦ 5 25 5 -

7 ПАС 10 40 4 -

8 ПТФЭ пор/Б = 1мкм 500 0 500 0 1 3600

Разработки мембран асимметричной структуры для оксигенаторов в последнее время приобрели доминирующее значение, так как помимо высокой эффективности тончайший, плотный слой на основе силиконов или их сополимеров исключает опасность тромбообразования и внесения инфекции в кровь с пузырьками воздуха [11]. На такие мембраны дополнительно может быть нанесен слой альбумин-гепаринового покрытия, прочно фиксированного на мембране, что способствует повышению окси-генации и элиминации углекислоты при внелегоч-ном газообмене.

Технологически асимметричность структуры мембран по толщине может формироваться различными путями, например:

а) нанесением из разбавленных растворов по-лиорганосилоксанов на пористые подложки;

б) полимеризацией (каталитической, в потоке плазмы или радиационной) на пористых подложках силоксановых и силановых мономеров, таких как циклосилоксаны, гексаметилдисилоксан, винилме-тилдисилоксан, а также винилтриметилсилан, три-метилсилилпропин и другие;

в) фазовоинверсионным методом из растворов силоксановых сополимеров в системе растворитель-нерастворитель [11].

Использование в оксигенаторах полимеров имеет ряд недостатков: снижение степени оксигена-ции крови в процессе длительной перфузии из-за отложения на поверхности мембран фибриновой пленки; большая контактная поверхность полимерных мембран устройства при искусственном кровообращении (ИК) приводит к активации "факторов контакта" крови и изменениям в системе гемостаза после длительных операций; использование устройства при необходимости снижения перфузионного индекса во время гипотермической перфузии приводит к неэффективной элиминации углекислого газа из крови в сочетании с гипероксией; существует необходимость использовать сравнительно большие дозы гепарина для обеспечения искусственной гемофилии при ИК, что требует применения и соответствующих доз сульфата протамина для его нейтрализации, а это негативно влияет на функции рядя органов (например, легких), ухудшая в них микроциркуляцию [12]. Поэтому чистые полимерные мембраны используют редко.

Обычно на мембраны (это, как правило, полое волокно) наносят специальные, биосовместимые покрытия, препятствующие свёртыванию крови. Наиболее популярны покрытия с гепарином. Биоактивное гепариновое покрытие обладает следующими свойствами: прочная ковалентная связь с поверхностью на основе эндотелиального протеина; полное, бездефектное покрытие поверхностей, уникальная биосовместимость; тромборезистентность, устойчивость к смыванию физиологическим раствором, альбумином и цельной кровью.

Покрытие уменьшает риск кровотечений посредством сохранения нормального состояния свертывающей системы крови, причём сохраняется нормальная функция тромбоцитов, обычно нарушаемая во время работы аппарата. Примером является биопокрытие Trillium, которое обладает эндотелиопо-добными свойствами важными для проведения экстракорпорального кровообращения.

Для лучшей биосовместимости предусмотрено тройное эндотелиоподобное действие [13]. Это:

1) Гепарин. Нерастворимые молекулы гепарина ковалентно связаны с покрытием и создают антикоагуляционный эффект такой же, что и гепа-ран сульфат в живом эндотелии;

2) Отрицательный заряд. Сульфатные и суль-фонатные группировки, встроенные в функциональный слой покрытия Trillium имитируют отрицательный заряд эндотелия сосудов: отрицательно заряженные сульфатные группировки отталкивают отрицательно заряженные тромбоциты, ингибируют тромбин, удерживая антитромбин по механизму обычного гепарина, воздействуют на другие процессы, участвующие в формировании тромбов; гепарин в биопокрытии Trillium сохраняет естественный натуральный заряд;

3) Гидрофильность, т.к. полимер полиэтиле-ноксид (т.е. полиэтиленгликоль) является чрезвычайно гидрофильной субстанцией. За счет своих длинных цепей создает эффект «захвата» воды, образуя водную прослойку между кровью и искусственной поверхностью, уменьшая адгезию клеток и

осаждение белков. ПЭО-водная прослойка обладает очень низкой свободной энергией и следовательно возможностями по адсорбции протеинов и адгезии тромбоцитов Полимерные цепи ПЭО находятся в постоянном движении так как обладают подвижной молекулярной структурой.

Считается, что подвижная водная прослойка, создаваемая цепочками ПЭО отталкивает белки и тромбоциты. Гидрофильный слой праймера прочно связан с искусственным покрытием. Можно упомянуть следующие преимущества биологического покрытия Trillium: меньшая потребность в препаратах крови, сохранение пула тромбоцитов, оказывает такой же защитный эффект на пул циркулирующих тромбоцитов, что и добавление альбумина при первичном заполнении контура, меньшая активация тромбоцитов, меньшая активация гранулоцитов, уменьшение количества сгустков в контуре, отсутствие тромбоэмболии почечных сосудов, меньшая активация системы комплимента после введения протамина.

Хорошие результаты даёт создание на поверхностях мембран со стороны кровяного отсека дополнительного альбумин-гепаринового покрытия. Отличительным признаком мембранного оксигенатора крови с гепариновым покрытием является наличие атромбогенного слоя, состоящего из цепей альбумина и гепарина, прочно фиксированных на мембране. Такое покрытие обеспечивает повышение способности мембранного оксигенатора элиминировать углекислоту и оксигенировать кровь при внеле-гочном газообмене.

Полимерная полупроницаемая мембрана -основное функциональное звено аппарата «искусственная почка», непосредственно контролирующее состав крови пациента [14]. Основной источник мембранных материалов, используемых в гемодиа-лизаторах - регенерированная целлюлоза, получаемая по медно - аммиачному («Купрофан») и вискозному («Диацелл») методам, и ацетатцеллюлозная мембрана, сформированная путем введения порооб-разователей («Влацефан») (табл.2).

В современных диализаторах используют два вида диализных мембран: целлюлозные и нецеллю-лезные (синтетические).

Диализные мембраны различают по рабочим характеристикам (клиренсынизкомолекулярных веществ и средних молекул, проницаемость для воды) и степени биосовместимости.

Первые целлюлозные мембраны для гемодиализа были изготовлены из целлюлозы вискозным методом. Они получили название целофановых мембран и с 1938 до начала семидесятых годов использовались для гемодиализа. Основные недостатки целлофановой мембраны: малая прочность и низкая проницаемость для воды. С 1960 началось широкое применение купрофановых мембран. Купро-фановые мембраны получаются путем регенерации целлюлозы, отличаются большой прочностью и сравнительно высоким коэффи-циентом ультрафильтрации. Однако при контакте крови с купрофа-новой мембраной отмечаются активация систем комплемента и свертывания крови, угнетение кле-

точного иммунитета. В последние годы из модифицированной целлюлозы синтезированы мембрана гемофан и ацетатцеллюлозные мембраны. При изготовлении гемофана примерно 1% поверхности свободных гидроксильных групп замещены третичными аминогруппами. Гемофан, по сравнению с ку-профаном, более прочная, высокопроницаемая и более биосовместимая мембрана. Однако у купро-фана, ацетатцеллюлозы и гемофана клиренс р-2-микроглобулина ниже, чем у синтетических [15].

Таблица 2 - Характеристики мембран для гемодиализа

Показатели мембран Диа-целл Вла-цефан Купро фан

Толщина, мкм 15 15 15

Проч. при растяж. сух. МБ, МПа А) в прод. направ. Б) в попер. направ. 108,8 59,8 217.6 160.7 158,2 87,2

Проч. при растяж. набух. в воде МБ, МПа А) в прод.направ. Б) в попер. направ. 9,8 10,8 46,0 28,4 23.5 13.6

Удлин. сух. МБ, % А) в прод. направ. Б) в попер. направ. 16,0 10,9 20.3 28.4 14.8 37.9

Удлин. набух. в воде мембраны, % А) в прод. направ. Б) в попер. направ. 27,2 36,9 28,9 51,3 21,7 64,0

Нецеллюлозные мембраны изготавливают синтетическим путем. Примером таких мембран служит полиакрилонитриловая мембрана. По характеристикам это прототип купрофановой мембраны. По сравнению с купрофаном полиакрилонитрило-вые мембраны обладают болеевысокой проницаемостью для воды, меньше активируют компонент, более эффективно выводят средние молекулы и р-2-микроглобулин, но также нередко вызывают гиперкоагуляцию и усиленную секрецию. Используют и другие нецеллюлозные высокопроницаемые и низкопроницаемые мембраны, изготовленные из синтетических полимеров. Это полисульфоновые, полиамидные и поливинилалкогольные мембраны. Их применяют не только для стандартного гемодиализа, так и для ультрадиффузии. Синтетические мембраны обладают свойством абсорбции средних молекул и низкомолекулярных белков, что может компенсировать недостаточную диффузию. Однако в связи с неселективностью абсорбции эти мембраны могут элиминировать из крови как токсические продукты, так и полезные компоненты и лекарства [16].

Выбор диализной мембраны в первую очередь основан на необходимых рабочих характеристиках, исходя из клинических особенностей почечной недостаточности и планируемого метода диализной терапии. На следующем этапе из наиболее подходящих по рабочим характеристикам диализных мембран выбирают наиболее биосовместимую.

Биосовместимость - это отсутствие патологической реакции при контакте крови с биоматериалами экстракорпорального контура кровообращения и компонентами диализирующего раствора. К факторам, влияющим на биосовместимость относятся: тип диализной мембраны, состав диализирующего раствора, вид диализного лечения, индивидуальные особенности больного (основное заболевания, ал-лергологический анамнез, срок лечения программным гемодиализом, возраст).

При разработке искусственной почки главное значение придается созданию новой мембраны, которая бы селективно выделяла из крови отработанные вещества. К гемодиализным мембранам предъявляются следующие требования. Во-первых, мембраны для гемодиализа должны обеспечивать высокий клиренс (т.е. высокую степень очистки) и высокую проницаемость; это позволит снизить продолжительность сеанса гемодиализа и повысить качество очистки. Во-вторых, важным параметром гемо-диализных мембран, ввиду специфики их использования, является биосовместимость. Биосовместимость - отсутствие патологической реакции при контакте крови с биоматериалами экстракорпорального контура кровообращения и компонентами диа-лизирующего раствора. Эта характеристика является очень важной, поскольку высокая биосовместимость позволяет избежать большого количества побочных эффектов и осложнений, возникающих в процессе гемодиализа. Кроме того, важными требованиями к гемодиализным мембранам является их стоимость и способность к стерилизации. В случае гемодиализа стоимость мембран является крайне важным параметрам, поскольку необходимая частая их смена.

В настоящее время гемодиализных мембран много. Для практической работы важно знать гидравлическую проницаемость мембраны, так как ею обусловлен коэффициент ультрафильтрации гемо-диализатора. По данному параметру мембраны подразделяют на: мембраны с нормальной проницаемостью (low-flux); мембраны с высокой проницаемостью (high-flux). Кроме того мембраны для гемодиализа можно классифицировать по материалу, из которого изготовлены мембраны. По этой классификации мембраны, применяемые в гемодиализе, можно разделить на два класса: мембраны на основе целлюлозы и синтетические мембраны.

Мембраны на основе целлюлозы - чаще всего гомогенные; синтетические мембраны - гетерогенные. Ниже представлены некоторые виды современных гемодиализных мембран, на примере которых можно проследить, как выполняются предъявляемые к мембранам требования. Примером синтетической мембраны может служить мембрана Diapes. Она представляет собой композитную мембрану, имеющую в своем составе гидрофильную и гидрофобную части. Мембрана Diapes состоит из гидрофобного полиэфирсульфона и гидрофильного поливинилпиролидона. Это придает мембране хороший профиль биосовместимости с низким взаимодействием с компонентами крови. Структура мембраны Diapes представляет собой комбинацию из трех слоев с различным размером пор и функ-

циональностью, что позволяет применять мембрану в широком диапазоне требований ультрафильтрации и конвекции. Толщина мембраны Diapes составляет около 30 микрон. Одним из отличительных свойств мембраны Diapes является высокая по сравнению с традиционными мембранами проницаемость для средних молекул, благодаря чему она обладает повышенными очищающими свойствами в отношении различных протеинов и связанных с протеинами токсинов.

Hemophan - целлюлозная мембрана, которая была разработана с целью улучшения биосовместимости мембраны Cuprophan, сохраняя очищающие свойства мембраны из купрофана. Hemophan представляет собой первую диализную мембрану, изготовленную на основе целлюлозы, модифицированной путем замены некоторых гидроксильных групп диэтиламиноэтильными радикалами (DEAE). Положительно заряженные группы DEAE повышают градиент концентрации на мембране отрицательно заряженных фосфатов и увеличивают их клиренс. С одной стороны, мембрана Hemophan сохраняет хорошие механические свойства, характерные для целлюлозных мембран, а с другой - обеспечивает хорошую биосовместимость при взаимодействии с кровью, уменьшая побочные эффекты [16].

Биополимер SMC представляет собой синтетически модифицированную целлюлозу, в которой часть гиброфильных гидроксильных групп заменена гидрофобными бензильными. Это позволяет мембранам на основе SMC сочетать высокие очищающие свойства целлюлозных мембран с повышенной биосовместимостью синтетических. Бензил-целлюлоза, благодаря сильным химическим связям и физическим свойствам, оказывается более стабильной, чем любая другая модифицированная целлюлоза. При этом полностью отсутствует риск выделения токсичных синтетических компонентов. Таким образом, мембраны на основе целлюлозы имеют более высокую очищающую способность (высокий клиренс), в то время как синтетические мембраны имеют более высокую биосовместимость. В связи с этим, в настоящее время применяют мембраны из синтетически модифицированной целлюлозы, в которых сочетаются свойства и синтетических, и целлюлозных мембран.

Часто разделение крови проводят мембранами диффузионного типа в виде полых волокон. В последнее время, некоторое использование в гемо-диализаторах получили трековые мембраны, содержащие сквозные поры правильной формы одинакового размера. Есть информация, что по сравнению с мембранами на основе производных целлюлозы, выполненными в виде полых волокон, существенно повышается эффективность отделения плазмы и уменьшается травмирование форменных элементов крови.

Разработка технологий производства нано-проницаемых мембран на основе биоинертных термопластов позволяет использовать их для проведения ультрафильтрационных процессов в медицине [17].

Широкое применение в биологии и медицине для осуществления ультрафильтрации находят трековые мембраны. Трековые мембраны применяются в бактериологическом контроле воды, очистке биомедицинских препаратов от коллоидных примесей, при отделении плазмы крови, для выделения клеток из биологических суспензий, для очистки лекарственных препаратов, при создании эксплантодрена-жей для хирургического лечения рефрактерной глаукомы [18].

Множество как зарубежных, так и отечественных разработок, посвященных созданию полимерных мембран с высокими механическими свойствами, используют в качестве полимерной основы полиэтилентерефталат (ПЭТФ), полиамиды (ПА), политетрафторэтилен (ПТФЭ) и полиметилметакри-лат (ПММА). Однако, несмотря на высокие механические свойства и термостойкость многих из них, накладываются большие ограничения к применению в медицине в связи с условием долговременной стабильности при использовании мембран из таких полимеров в случае их контакта с биологической средой. Наиболее же перспективным полимером, объединяющим высокие механические свойства и разрешенным к применению в медицине, является сверхвысокомолекулярный полиэтилен (СВМПЭ).

Работа выполнена в рамках проекта по теме: «Разработка технологии управления микроструктурой натуральных материалов легкой промышленности для отраслей экономики Российской Федерации (энергетического, строительного, нефтехимического и оборонно-промышленного комплекса)» (соглашение № 14 .577. 21. 0019.

Литература

1. Якименко С.И., Сидорова Е.В., Пантелеев А.А., При-ходько А.Е. Мембранные технологии для водоподго-товки в фармацевтики и медицине// Журнал «Чистые помещения и технологические среды», 2009. №3-4. С. 32-40.

2. Котова А.Ю., Фильтрация вязких, агрессивных и труднофильтруемых жидкостей//«Фармацевтические технологии и упаковка»,2013. №6. С. 18-23.

3. Тахчиди Х.П., Чеглаков В.Ю. Дренажи в хирургии и рефрактерной глаукомы// «Рефракционная хирургия и офтальмология», 2009. том 9, №3. С. 51-56.

4. Тарасов А.В., Ситников А. Г., Демидова В.В., Яворская Е.С. Мембранные микрофильтры для удаления бактериальных эндотоксинов с целью получения апи-рогенной воды и водных растворов //«Фармацевтические технологии и упаковка», 2013. №5. С. 34-39.

5. Лукина О.М. Изолированная ультрафильтрация и гемодиализ в комплексной подготовке больных ХПН к трансплантации почки: Автореф. к.м.н./ О.М. Лукина.-Алма-Ата, 1986. 20 с.

6. Васильев Ю.Б., Эвентов В.Л., Громыко В.А., Гайда-дымов В.Б. Электрохимическая регенерация диализи-рующего раствора в аппаратах "искусственная почка"// Итоги науки и техники, Серия "Электрохимия". 1990. Т.37. С.55-99

7. Викторов Ю.А., Варин А.Н., Лещинский Г.М., Грин-вальд В.М., Шадиев Б.Ш. и др. Современное состояние и перспективы развития отечественной аппаратуры с регенерацией диализирующего раствора// Медицинская техника.-2003. № 1. С. 16-21.

8. Викторов П.А., Хайтлин А.И., Гринвальд В.М. Закономерности управления и диагностики в биотехнических системах искусственного очищения // Медицинская техника. 1994. № 3. С. 134-140.

9. Гринвальд В.М., Киселев Б.Л., Максимов Е.П., Хайтлин А.И. Аппаратура искусственного очищения крови. Под редакцией В.А. Викторова., М. ЗАО "ВНИИМП-ВИТА". 2002. 230 с.

10. Гринвальд В.М. Теория и проектирование автоматизированной аппаратуры для гемодиализа: Автореф. дис. . канд. техн. наук: 17.06.2004 / ЗАО "ВНИИМП-ВИТА" РАМН. М., 2004. 48 с.

11. Гринвальд В.М., Хайтлин А.И., Эвентов В.Л. и др. Конструкция и первые результаты испытаний диализного аппарата АДР-01 с регенерацией диализирующего раствора // Медицинская техника. 1993. № 3. С. 2831.

12. Абдуллин И.Ш. Модификация композиционных мембран/ И.Ш. Абдуллин, Р.Г. Ибрагимов, О.В. Зайцева, В.В. Парошин // Вестник Казанского технологического университета. 2012. №15. С.76-84.

13. Абдуллин И.Ш. Композиционные мембраны/ И.Ш. Абдуллин, Р. Г. Ибрагимов, О.В. Зайцева, В.В. Паро-

шин // Вестник Казанского технологического университета. 2012. №15. С.67-76.

14. Абдуллин И.Ш. Плазменная модификация композиционных полимерных мембран для медицины/ И.Ш. Абдуллин, Р.Г. Ибрагимов, О.В. Зайцева, В.В. Паро-шин // Вестник Казанского технологического университета. 2013. №9.-С.11-16.

15. Абдуллин И.Ш. Современные методы изготовления композиционных полимерных мембран/ И.Ш. Абдул-лин, Р.Г. Ибрагимов, О.В. Зайцева, В.В. Парошин // Вестник Казанского технологического университета. 2013. №9.С.24-34.

16. Абдуллин И.Ш., Ибрагимов Р.Г., Парошин В.В., Зайцева О.В. ВЧЕ-плазма в технологии изготовления трубчатых ультрафильтров // Вестник Казанского технологического университета. 2012. №15.С.63-66.

17. Абдуллин И.Ш., Ибрагимов Р.Г., Парошин В.В., Зайцева О.В. Композиционные мембраны // Вестник Казанского технологического университета. 2012. №15. С.67-75.

18. «Мембраны в медицине». [Электронный ресурс].-Режим доступа: http://profbeckman.narod.ru/ Ме(1МетЬ.й1е8/те(1тетЬ16.р11^ свободный.

© И. Ш. Абдуллин - д.т.н. профессор, зав. каф. плазмохимических и нанотехнологий высокомолекулярных материалов КНИТУ, abdullin_i@kstu.ru; Р. Г. Ибрагимов - к.т.н. доцент кафедры ТОМЛП КНИТУ, modif@inbox.ru; Г. Ш. Музафарова -магистр кафедры ТОМЛП КНИТУ, guliya_m92@mail.ru; Э. М. Саматова - магистр кафедры ТОМЛП КНИТУ, samatova_92@mail.ru.

© I. Sh. Abdullin - Ph.D. Plasma Technology and Nanotechnology of High Molecular Weight Materials Department KNRTU, abdullin_i@kstu.ru; R. G. Ibragimov - Ph.D. Associate professor the department of TEMLI KNRTU, modif@inbox.ru; G. I. Muzafarova - master of the department TEMLI KNRTU, guliya_m92@mail.ru; E. M. Samatova - master of the department TEMLI KNRTU, samatova_92@mail.ru.