Интерполиэлектролитные гидрогели на основе хитозана и пектина Текст научной статьи по специальности «Химические науки»

УДК 547.458.8

ИНТЕРПОЛИЭЛЕКТРОЛИТНЫЕ ГИДРОГЕЛИ НА ОСНОВЕ ХИТОЗАНА

И ПЕКТИНА

© Р. Р. Вильданова1, Н. Н. Сигаева1*, Е. А. Фаянова2, О. С. Куковинец2, Н. М. Власова1, С. В. Колесов1

1Уфимский институт химии РАН Россия, Республика Башкортостан, 450054 г. Уфа, пр. Октября 71.

2Башкирский государственный университет Россия, Республика Башкортостан, 450017 г. Уфа, ул. Мингажева 100.

Тел.: +7 (347) 235 60 55.

*Email: [email protected]

Выявлены условия получения гидрогелей смешением растворов хитозана и пектина в фосфатном буфере (рН = 7.4) при комнатной температуре. Гелеобразование протекает в течение нескольких секунд за счет электростатических взаимодействий между макромолекулами. Подобраны условия (концентрация растворов полимеров, их объемные соотношения) образования гидрогеля во всем объеме раствора без отделения жидкой фазы. Исследовано набухание лио-фильно высушенных гидрогелей. На примере цитостатика митомицина С показана возможность пролонгированного высвобождения лекарственного препарата из разработанной полимерной матрицы.

Ключевые слова: хитозан, пектин, митомицин С, гидрогель, интерполиэлектролитный комплекс, набухание, диффузия, пролонгирование высвобождения.

Введение

Разработка биоразлагаемого гидрогелевого материала с использованием биосовместимого сырья является актуальной задачей в современной медицине и смежных областях. Преимуществами полимерных гидрогелей является контролируемая доставка лекарственного препарата непосредственно в орган-мишень и снижение его токсичности за счет постепенного высвобождения из гидрогеля. Кроме того, биополимеры, используемые в качестве компонентов гидрогеля, обладают собственной биологической активностью, и это положительно сказывается при их применении в качестве лечебного средства [1-4].

Ранее [5] нами было показано, что при взаимодействии хитозана и гиалуроновой кислоты в физиологическом растворе или фосфатном буфере в зависимости от концентрации и соотношения исходных компонентов выпадает осадок, либо формируется золь. Гидрогели получали на основе модифицированных производных - периодатно окисленной гиалуроновой кислоты и сукцината хитозана. Такие гидрогели образуются с одной стороны за счет формирования полиэлектролитного комплекса за счет электростатического взаимодействия аминогрупп хитозана и карбоксильных групп гиалуроновой кислоты, с другой стороны за счет химического взаимодействия аминогрупп хитозана и альдегидных групп модифицированной гиалуроновой кислоты. Полученные таким образом гидрогели обладали достаточно высокой механической прочностью и упругостью. Однако в тех случаях, когда проявление высокой механической прочности не требуется, например, при наружном применении, можно получать их

только за счет формирования полиэлектролитного комплекса. Это позволяет заменить один из компонентов - гиалуроновую кислоту на более доступный полимер - пектин [6]. Кроме того, такая замена приводит к уменьшению количества стадий при получении гидрогеля. Известно, что пектины сами по себе способны формировать гели при нагревании до ~80 °С. Однако в случаях использования гидрогеля в качестве носителя лекарственного препарата повышение температуры может привести к ухудшению лечебного действия препарата.

Наиболее простым способом получения гидрогелей за счет формирования полиэлектролитного комплекса является смешение растворов двух полимеров, содержащих функциональные группы, способные взаимодействовать между собой, например, аммонийные у поликатиона и карбоксилатные у полианиона.

Так, в данной работе, в качестве исходных компонентов были выбраны водорастворимые образцы хитозана (сукцинат хитозана и хлорид хитозана) в качестве поликатионов и пектины (цитрусовый и яблочный), выполняющие роль полианиона.

Экспериментальная часть

В экспериментах использовали хлорид хитозана (ХТЗ) молекулярной массы (Mz) 30х103 и сукцинат хитозана товарной марки «Биопрогресс» (Россия), ММ 40х103 (СХТЗ-1) и 120х103 (СХТЗ-2), цитрусовый пектин (ЦП) товарной марки «Herbstreirh & Fox KG» (Германия), ММ 70х103 и яблочный пектин (ЯП) товарной марки «Unipectine XPP 240» (Швейцария), ММ 26х103, митомицин С товарной марки «Верофарм» (Россия), физиологический раствор, фосфатный буфер (рН = 7.4).

Определение содержания ионогенных групп в полимерах проводили с использованием метода кислотно-основного титрования. Для измерения рН среды использовали рН-метр «АНИОН 4100».

Для получения гидрогелей использовали растворы пектина концентраций 0.1-2 масс. % и растворы хитозана 0.1-8 масс. %, которые смешивали в различных пропорциях.

Гидрогели получали сливанием растворов полимеров. При получении гидрогеля с лекарственным средством - митомицином С последний вводили в раствор пектина, а затем добавляли раствор хитозана.

Для исследования набухания полученных гидрогелей в воде их предварительно лиофильно сушили до постоянного веса, при этом предварительно проводили замену растворителя: гель поочередно выдерживался в средах с последовательным ростом содержания метанола, а затем ацетона.

Взвешенный и высушенный гидрогель погружали в дистиллированную воду, фиксировали изменения веса гидрогеля во времени и по формуле [2] рассчитывали степень набухания: а = (т - то) / то, где а - степень набухания; т0 - масса исходного высушенного геля; т - масса набухшего геля.

УФ-спектры водных растворов снимали в кварцевых кюветах толщиной 1 см на спектрофотометре <^Ытааш иУ-3100» (Япония).

Количество высвободившегося митомицина С из гидрогеля в физиологический раствор рассчитывали, используя предварительно построенную калибровочную кривую для раствора митомициниа С, по формуле:

О = а/во х 100%, где в0 и - масса ММС (г), введенного в гель и выделившегося к моменту времени 1.

Результаты и их обсуждение

На характер взаимодействий между полиэлектролитами оказывает влияние как молекулярная масса исходных полимеров, так и количество ионо-генных групп, содержащееся в их звеньях. Поэтому в первую очередь были найдены значения амино-(для хитозанов) и карбоксильных (для пектинов) групп полиэлектролитов. Полученные результаты представлены в табл. 1.

Исследование взаимодействий между СХТЗ-1 и пектинами в фосфатном буфере показали, что

независимо от концентрации исходных полиэлектролитов, смешение их растворов не приводит к видимым изменениям в системе, раствор остается прозрачным. Замена СХТЗ-1 на СХТЗ-2, приводит к увеличению мутности системы. Вероятно, это связано с усилением электростатических взаимодействий между полиэлектролитами, за счет увеличения количества аммонийных групп поликатиона.

Поскольку смешением растворов сукцината хитозана и пектина гидрогель получить не удалось, использовали поликатион с большим содержанием аминозвеньев - хлорид хитозана (ХТЗ). При смешении растворов ХТЗ и ЯП система оставалась прозрачной. Вероятно, взаимодействию полиэлектролитов с образованием нерастворимого ИПЭК, либо геля препятствует слишком малое количество карбоксильных групп ЯП, либо его небольшая молекулярная масса - 26х103.

Гель формируется при использовании растворов ХТЗ в диапазоне концентраций от 1 до 8% и ЦП от 1 до 2%, при этом в зависимости от концентрации исходных растворов необходим небольшой избыток (по объему) одного из компонентов, либо равенство их объемов (табл. 2). Из-за ограниченной растворимости ЦП в воде использовать концентрации более 2% не представлялось возможным.

Гель формируется за счет взаимодействия аммонийных групп хитозана и карбоксилатных групп пектина в растворе. Схема формирования интерпо-лиэлектролитного комплекса между хитозаном и пектином представлена на рис. 1.

Рис. 1. Схема формирования интерполиэлектролитного комплекса между хитозаном и пектином.

Гидродинамические свойства полученных гелей оценили, изучая кинетику их набухания в воде. На

Содержание ионогенных групп в исходных полиэлектролитах

Таблица 1

ХТЗ

СХТЗ-1

СХТЗ-2

ЦП

ЯП

Тип полиэлектролита: поликатион (ПК), полианион (ПА) Массовая доля аминогрупп, % Массовая доля карбоксильных групп, %

ПК

75

полиамфолит

10

полиамфолит

20

65

60

ПА

ПА

6

3

Результаты смешения растворов ХТЗ и ЦП в фосфатном буфере (рН = 7.4)

Таблица 2

Схтз, % масс.

Сцп, % масс.

Схтз - nh2 х10-3, моль/л

Сцп - соон х10-3, моль/л

ихтз - nh2 : ицп - соон, моль/моль

7 : 1

1 : 1

1 : 7

15 1

7 : 1

4 : 1

1 : 1

30 1

15 1

7 : 1

5 : 1

123 : 1

61 : 1

25 1

20 1

15 1

10 : 1

30 : 1

20 1

17 1

10 1

7 : 1

Наблюдение

0.1 0.1

0.5 0.5

1.0 1.0

4.0 1.0

8.0 2.0

4.6

23.0

46.0

184.0

368.0

0.3

1.5

3.0

3.0

6.0

Раствор

Частичное гелеобразование

Осадок

Осадок Частичное гелеобразование Полное гелеобразование

Частичное гелеобразование Осадок

Частичное гелеобразование

Полное гелеобразование

Частичное гелеобразование Частичное гелеобразование

Полное гелеобразование

Частичное гелеобразование

8.0

1.0

368.0

3.0

рис. 2 приведены результаты исследования набухания гелей, сформированных взаимодействием хитозана и пектина в растворах различной концентрации.

Видно (рис. 2), что в течение нескольких часов происходит рост степени набухания, а затем значения степени набухания выходят на плато, что соответствует их равновесному значению mM.

При увеличении концентрации исходных растворов хитозана или пектина степень набухания

35 : 1

31 : 1 17 : 1

15 : 1

Частичное гелеобразование

Полное гелеобразование

Частичное гелеобразование

гидрогеля растет. Интересно, что при исследовании набухания гидрогелей, сформированных взаимодействием СХТЗ и диальдегида гиалуроновой кислоты, мы наблюдали обратный эффект - степень набухания уменьшалась с ростом концентрации исходных растворов полимеров [5]. Это было связано с увеличением частоты пространственной сетки и уменьшением размера ячеек при росте концентраций растворов. Возможно, различие в характере зависимости

Время.

Рис. 2. Кинетические кривые сорбции воды высушенными гелями. Условия получения геля: 0.2 мл хитозана и 0.8 мл пектина, [хитозан] = 8.0 (1, 2), 4.0 (3), [пектин] = 2 (1), 1 (2, 3) %.

набухания от исходной концентрации полимеров в растворе связано с различным механизмом формирования пространственной сетки. В случае СХТЗ и диальдегида гиалуроновой кислоты формировались ковалентные иминные мостиковые связи -С=М- в результате взаимодействия альдегидных групп модифицированной гиалуроновой кислоты и аминогрупп СХТЗ.

Образования гидрогеля при сливании растворов хитозана и пектина происходит вследствие электростатического взаимодействия карбоксильных групп ЦП и аминогрупп хитозана. Видимо более слабые поперечные связи в последнем случае не затрудняют проникновение молекул воды в гель, а уменьшение размеров ячейки при росте концентрации растворов способствует усилению взаимодействия молекул воды с макромолекулами полимеров.

При разработке лекарственной формы в виде гелей важным показателем является скорость выделения лекарственного препарата из геля, что моделируется его диффузией в воду (физиологический раствор).

В связи с этим исследовали диффузию митоми-цина С (ММС) из гидрогеля. Выбор митомицина С в качестве лекарственного препарата обусловлен его использованием в офтальмологии при антиглауком-ных операциях [5]. В раствор пектина вводили 0.1 мл раствора митомицина С, затем добавляли раствор хитозана. Полученный в течение нескольких секунд гидрогель помещали в физиологический раствор (0.9% №С1 в воде) и регистрировали кинетику высвобождения митомицина С по изменению оптической плотности при длине волны 364 нм, что соответствует максимуму поглощения митомицина С. Измерения оптической плотности проводили с помощью УФ-спектрофотометра.

Как следует из представленных на рис. 3 данных, кинетические кривые диффузии ММС практически выходят на предел, соответствующий равновесному выделению митомицина в». Показано (рис. 3), что в течение 8 часов митомицин С высвобождается примерно на 40-45%, остальное количество выделяется с небольшой скоростью примерно в течение месяца.

Таким образом, при смешении растворов хлорида хитозана и пектина при определенных концентрациях раствора и их объемных соотношениях формируются гидрогели за счет образования интерпо-лиэлектролитного комплекса. Полученные гидро-

гели способны пролонгировать высвобождение лекарственного препарата, и могут использоваться в офтальмологии или в других областях медицины.

0 2 4 6

Время, ч

Рис. 3. Кинетика высвобождения митомицина С из гидрогеля, приготовленного смешением 0.2 мл хитозана и 0.8 мл пектина, [хитозан] = 8.0 и [пектин] = 2%.

Выводы

1. Обнаружено, что формирование интерполи-электролитного гидрогеля возможно при смешении растворов хлорида хитозана (ММ=30х103) и цитрусового пектина (ММ=70х103) в фосфатном буфере (рН = 7.4). Условия гелеобразования зависят от концентрации и соотношения исходных биополимеров.

2. Транспортные свойства интерполиэлектро-литного гидрогеля на основе хлорида хитозана и цитрусового пектина зависят от соотношения и концентрации растворов исходных биополимеров.

3. Показано, что полученный интерполиэлек-тролитный гидрогель на основе хлорида хитозана и цитрусового пектина способствует важнейшему для фармакологии свойству - пролонгированию высвобождения митомицина С.

ЛИТЕРАТУРА

1. Платэ Н. А., Васильев А. Е. Физиологически активные полимеры. М.: Химия. 1986. 296 с.

2. Тагер А. А. Физико-химия полимеров. М.: Научный мир. 2007. 576 с.

3. Peppas N. A., Bures P., Leobandung W., Ichikawa H. Hydrogels in pharmaceutical formulations. Eur. J. Pharm. Biopharm. 2000; 50(1): 27-46.

4. Суходуб Л. Ф., Суходуб Л. Б. Хитозан для медицинского использования. Журнал клинических и экспериментальных медицинских исследований 2014; 2(2): 143-152.

5. Вильданова Р. Р., Сигаева Н. Н., Куковинец О. С., Власова Н. М., Колесов С. В. Модифицированные гиалуроновая кислота и хитозан для получения гидрогелей // Вестник Башкирского университета. 2016. Т. 21. №1. С. 63-68.

6. Sriamornsak P. Chemistry of Pectin and Its Pharmaceutical Uses: A Review Silpakorn University International Journal 3 (1 -2), 206-228

Поступила в редакцию 27.12.2016 г.

INTERPOLYELECTROLYTE HYDROGELS ON THE BASE OF CHITOSAN AND PECTIN

© R. R. Vildanova1, N. N. Sigaeva1*, Е. А. Fayanova2, О. S. Kukovinets2, N. М. Vlasova1, S. V. Kolesov1

Ufa Institute of Chemistry, RAS 71 Octyabrya Avenue, 450054 Ufa, Republic of Bashkortostan, Russia.

2Bashkir State University 100 Mingazhev Street, 450017 Ufa, Republic of Bashkortostan, Russia.

Phone: +7 (347) 235 60 55.

*Email: [email protected]

Conditions of chitosan-pectin hydrogel creation are defined. Mixing the chitosan and pectin solutions in phosphate buffer saline (pH = 7.4) leads to hydrogel formation at room temperature. It takes a few seconds to complete network structuring. Electrostatic interactions between ammonium functional groups of polycation chitosan and carboxylate functional groups of polyanion citrus pectin lead to cross-linking network formation. It is found that replacement of citrus pectin by apple pectin does not lead to hydrogel formation. Probably, it is connected with low molecular mass or low amount of free carboxylate functional groups of apple pectin. Replacement of citrus chitosan by succinate chitosan does not lead to hydrogel formation as well. System succinate chitosan - pectin - phosphate buffer saline (pH = 7.4) is transparent liquid or nano/microparticles in solution. To form a hydrogel, definite polymer concentrations and their ratios are needed; the authors of the article established the required conditions for the chitosan-pectin hydrogel formation without syneresis (separation of liquid phase). Hydrogels were dried by lyophilization and then their swelling properties in distilled water were studied. It is found that swelling degree increases with the increase of polymer solution concentration. For medical application, the authors introduce cytostatic mitomycin C in hydrogels: the pectin solution was mixed with mitomycin C and then chitosan solution was added. With the use of UV-spectrophotometer, it was found that a release of mitomycin C from chitosan-pectin hydrogel in physiological solution (0.9% NaCl) is a prolonged process. It takes 8 hours to release up to 40-45% of the substance. The obtained chitosan-pectin hydrogels have potential for medicinal application, especially in ophtalmosurgery.

Keywords: chitosan, pectin, mitomycin C, hydrogel, interpolyelectrolyte complex, swelling, diffusion, prolongation of release.

Published in Russian. Do not hesitate to contact us at [email protected] if you need translation of the article.

REFERENCES

1. Plate N. A., Vasil'ev A. E. Fiziologicheski aktivnye polimery [Physiologically active polymers]. Moscow: Khimiya. 1986.

2. Tager A. A. Fiziko-khimiya polimerov [Physico-chemistry of polymers]. Moscow: Nauchnyi mir. 2007.

3. Peppas N. A., Bures P., Leobandung W., Ichikawa H. Hydrogels in pharmaceutical formulations. Eur. J. Pharm. Biopharm. 2000; 50(1): 27-46.

4. Sukhodub L. F., Sukhodub L. B. Khitozan dlya meditsinskogo ispol'zovaniya. Zhurnal klinicheskikh i eksperimental'nykh meditsinskikh issledovanii 2014; 2(2): 143-152.

5. Vil'danova R. R., Sigaeva N. N., Kukovinets O. S., Vlasova N. M., Kolesov S. V. Vestnik Bashkirskogo universiteta. 2016. Vol. 21. No. 1. Pp. 63-68.

6. Sriamornsak P. Chemistry of Pectin and Its Pharmaceutical Uses: A Review Silpakorn University International Journal 3 (1-2), 206-228

Received 27.12.2016.