3. ARAŞTIRMA BULGULARI VE TARTIŞMA
3.2. Biyomateryalin Kan Uyumluluk Analizleri
Hazırlanan taşıyıcı implanta kan proteinlerininin adsorpsiyonu, hazırlanan biyomateryalin biyolojik uyumluluğunu açısından önemlidir. Kanın ana bileşenini
47
hücreler ve sıvı kısım oluşturu. Plazmanın % 90'ı sudur. Geri kalan % 10’luk kısım büyük ve küçük moleküler yapılı, maddelerden oluşur ve % 7’sini proteinler, % 0.9'unu inorganik tuzlar teşkil eder. Arta kalan kısım ise amino asitler, vitaminler ve hormonlar gibi farklı kaynaklardan gelen organik bileşiklerdir. Genel olarak plazmanın yapısı hücre dışı doku sıvısının bir göstergesi olarak kabul edilir. Temel plazma proteinleri albümin, alfa, beta ve gama globülinler ile fibrinojendir. Albümin plazmanın esas proteini olup, kanın ozmotik basıncının ayarlanmasından sorumludur. Gama globülinler immünoglobülinler olarak da isimlendirilen antikorlardır. Fibrinojen kanın pıhtılaşmasının son kademesinde gereken proteindir(18).
İnsulin kontrollü salımında kullanılmak üzere sentezlenen pHEMA ve/veya p(HEMA-MMA) taşyıcı implant sistemlerine albumin adsorpsiyonu, hazırlanan biyomateryalin biyolojik uyumluluğunu arttırması açısından önemlidir. Bunun yanında, biyomateryal yüzeyine fibrinojen adsorpsiyonu hazırlanan biyomateryalin biyolojik uyumluluğunu azaltmaktadır. Albumin trombo dirençli bir özelliğe sahiptir ve bu nedenle trombositlerin biyomateryal yüzeyine yapışmasını engeller. Fibrinojen, biyomateryal yüzeyine trombositlerin yapışmasını başlatıcı özelliğe sahiptir. Bu nedenle, hazırlanan biyomateryale matriks içi tutuklama yöntemiyle albumin ve polietilenglikol yerleştirilerek, biyomateryalin kan uyumluluğunda bir artış sağlanması amaçlandı(45).
Polimerik materyallerin performansı çeşitli sistem parametreleri tarafından önemli derecede etkilenmektedir. Genel olarak materyalde aranılan biyolojik özellikler, polimerin biyolojik çevreyle iyi uyuşması, dokuyla temas ettiğinden iltihaba yol açmaması, kanserojen etki göstermemesi ve toksik olmamasıdır. Ayrıca taşıyıcı
48
matriks yüzeylerinin minimum protein adsorpsiyonu göstermesi kan uyumlu implantların dizaynında oldukça önemlidir. Membran yüzeyinin hidrofilik özelliğinin arttırılması ile protein adsorpsiyonu azaltılabilmekte ve kan uyumluluk özelliği arttırılabilmektedir. Çeşitli modifikasyon yöntemleri ile uygun hidrofilik ve anti-fouling yüzeylerinin oluşturulması mümkündür. Bu yöntemlerden anti-fauling özellikteki monomerlerin, polimerik yapının yüzeyine aşılanması geniş kullanım alanı bulmuştur.
Yüzeyinde PEO taşıyan polimerik desteklerin düşük protein adsorbsiyonu ve hücre adezyonu özelliği sergilediği belirlenmiştir(20). PEO’in yüksek hidrofilik özelliği ve sulu ortamda su molekülleri ile organizasyonu sonucu protein adsorbsiyonuna karşı direnç gösterdiği düşünülmektedir. Bununla birlikte PEO’nun yapıya ilave edilmesiyle polimerin yüzey geriliminde bir azalma bekleneceği de çalışmamızda göz önünde bulundurulmuştur.
Han ve arkadaşları farklı moleküler ağırlıkta PEO ile aşılanmış poliüretan membranları ile çalışmışlardır ve PEO zincir uzunluğundaki artış ile membran yüzey hidrofilisitesinde ve hareketliliğinde önemli derece bir artış ile biyouymluluğunun arttığını bildirmişlerdir(52).
Çalışmamızda, pHEMA ve p(HEMA-MMA) yapısında albumin ve PEG varlığının taşıyıcı implant yüzeyine adsorplanan kan serum protein miktarlarının ihmal edilebilir düzeyde olduğunu gösterdi (Çizelge 3.4). Elde edilen busonuçlar literatürde rapor edilen sonuçlarla uyum sağlamaktadır. PEG ile modifiye edilebilen taşıyıcı implantların yapısında bulunan PEG ilaçlara veya lipitlere kovalent bağlandığında oluşan konjugant misel yapısı oluşturulabilmektedir. Bu yol ile ilacın immünojenik özellikleri azalmakta, dolaşımda kalış süresi artarak dağılım hacmi küçülerek, ilacın
49
yarı ömrü uzadığı rapor edilmiştir(53).
Çizelge 3.4. pHEMA ve p(HEMA-MMA) yapısına adsorplanan serum protein
Miktarları
Plazma proteinleri HSA
(ng/cm2) γ-globulins (ng/cm2)
Fibrinojen (ng/cm2)
pHEMA
362 201 106
p(HEMA-MMA) 204 137 48
3.3. İnsulin Hormonun Kontrollü Salımı
pHEMA ve p(HEMA-MMA) hidrojellerine yüklenen insulinin salımı, 21 gün süresi boyunca kontrollü salım sisteminde belirli zaman aralıklarında alınan örneklerin analizi ile belirlenmiştir. pHEMA ve p(HEMA-MMA) taşıyıcı implantlarından insulinin kümülatif salım profili zamana bağlı olarak çalışılmış ve sırası ile Şekil 3.7 ve 3.8’de verilmiştir.
50
0
Salınan insulin mg/ml 25 U/ml İnsulin
50 U/ml İnsulin 75 U/ml İnsulin
Şekil 3.7. pHEMA hidrojelinden insulinin salım porfili
0
Şekil 3.8. pHEMA-MMA hidrojelinden insulinin salım porfili 51
pHEMA ve p(HEMA-MMA) hidrojelleri için zamana bağlı kümülatif salım yüzdesi profilleri ise Şekil 3.9 ve 3.10’da sunulmuştur. Bu taşıyıcı implantlara farklı oranlarda yüklenilen insulinin salım periyodunun amaçlandığı gibi uzun sürede gerçekleşti.
0 20 40 60 80 100
0 100 200 300
Zaman (saat)
% İnsulin salımı
25 U/ml İnsulin 50 U/ml İnsulin 75 U/ml İnsulin
Şekil: 3.9. pHEMA hidrojelinden yüklenen insulinin zamana karşı % kümülatif salım grafiği
52
0
Şekil: 3.10. p(HEMA-MMA) hidrojelinden insulinin zamana karşı % kümülatif salım grafiği
Salınım özelliğini etkilediği düşünülen diğer bir parametre ilaç:polimer oranıdır. Bu çalışmada hazırlanan taşıyıcı implant hidrojel yapıda olması insulinin destek materyalinin içinden dış ortama difüzyonunu kısıtlayan bir engel yoktur. Salım çalışmalarında, yavaş insulin salımının, taşıyıcı implanttaki ilaç: polimer oranına, gözeneksiz yüzey yapısına bağlı olduğu görüldü.
Etken maddenin salım hızı ve profili, araştırmacılar tarafından istenilen yüzey özellğine sahip taşıyıcı implant sistemlerinin sentezlenmesi ile mümkün olmuştur. Bu doğrultuda, kısa sürede veya daha uzun sürede ilacın salımına olanak tanıyan çok çeşitli materyaller ile çalışılmıştır. Kitosan ve türevleri, ve N-isopropilakrilamidin, vinil pirolidon, butil akrilat, hidroksietilmetakrilat komonomerlerinin kullanıldığı kompozit
53
materyaller bu amaç doğrultusunda kullanılmıştır yaygın olarak kullanılmaktadırlar(15,54). Coviello ve arkadaşları Scleroglucan matriksi ile Theophylline (TPH) salınımı çalışmışlardır ve 24 saat içerisinde %80’lik salınım değerine ulaşmışlardır(55). Frank ve arkadaşları poli(lactide-co-glycolide) (PLGA) taşıyıcı matriksi sentezleyerek lidocaine salınımı çalışmışlardır(56). 35 günlük salınım çalışması sonrasında %100’ e yakın salınım değerine ulaşmışlardır.
İnsulinin kontrollü salımında kullanılan pHEMA ve p(HEMA-MMA) taşıyıcı implantlarının salım profilinin zamanın karekökü ile değişimi Şekil 3. 11 ve 3.12 da verilmiştir.
Şekil 3.11. pHEMA-MMA hidrojelinden insulin salımının zamanın k karekökü ile değişimi
54
0
Şekil 3.12. p(HEMA-MMA) hidrojelinden insulin salımının zamanın karekökü ile değişimi
Salım mekanizmaları genellikle Fick difüzyon yasaları ile değerlendirilir.
Başlangıçta etken madde taşyıcı implant içerisinde dağılmış ve çözünmüş olarak bulunur. Kontrollü ilaç salım sistemlerinde taşıyıcı implant olarak kullanılan polimerik materyallerdeki etkili salım, sistemin sıcaklığına ve termodinamik davranışına bağlı olarak; Fick, Fick olmayan (anormal), Durum II veya Süper Durum II ile karakterize edilebilmektedir. Polimerik materyal içerisinden çözücü difüzyonu ile aynı anda fakat ters yönde oluşan etken madde salımı, Eşitlik 2.10 eşitliği ile ifade edilmektedir.
Eşitlikteki n üstelinin alabileceği değerler ve bu değerlerle ilişkili salım mekanizmaları kontrollü salım sistemlerinin kinetik incelemesinde kullanılmaktadır.
İnsulin salım mekanizmasının aydınlatılması amacı ile farklı salım kinetik modelleri deneysel verilere uygulandı ve salım kinetik modelini en iyi tanımlayabilecek model araştırıldı (Çizelge 3.5, 3.6).Biyouyumlu taşıyıcı implanttan
55
insulinin kontrollü salım kinetiğinin mekanizması, Korsmeyer-Peppas tarafından verilen yarı logaritmik model kullanılarak değerlendirildi(47). İnsulinin kontrollü salım sisteminde elde edilen deneysel veriler bu modele uygulanarak n değeri belirlendi ve silindirik geometriye sahip pHEMA ve p(HEMA-MMA) hidrojeli için elde edilen bu değerler Çizelge 3.5 ve Çizelge 3.6’da verildi. Kontrollü ilaç salımında kullanılan taşıyıcı implantların silindir geometrisine sahip olduğu salım sistemlerinde n parametresinin aldığı değerlere göre salım mekanizmaları belirlenmektedir. Bu modele göre n parametresinin 0.45 olması Fick’in difüzyon mekanizması ile, 0.45 - 0.89 aralığındaki değerlere sahip olması Fick olmayan, 0.89’e eşit olması Durum II (relaksasyonall) taşınımına ve 0.89 dan büyük olması durumunda ise super Durum II aktarım mekanizmaları ile tanımlanmaktadırlar(24,46).
Çalışmamızda elde ettiğimiz n ve k salım parametreleri değerlerinin birbiri ile uyumlu olduğu görüldü. İnsulin hormonunun kontrollü salımında kullanılmak üzere hazırlanan biouyumlu pHEMA ve p(HEMA-MMA) hidrojelleri için sırası ile 0.66-0.73 ve 0.6-0.81 arasında hesaplanan n parametresi değerleri salım sisteminin kinetiğinin Fick olmayan taşınım mekanizması ile ifade edilebileceğini ve insulin salım hızının zamana bağlı olduğunu göstermiştir (Çizelge 3.5 ve 3.6). Bir diğer salım parametresi k taşıyıcı implantın yapısı ve geometrik karakteristiği ile ilgili bir sabittir. Küçük k değerleri insulin hormonunun salımının yavaş olduğunu göstermektedir. pHEMA ve p(HEMA-MMA) biyouyumlu hidrojellerden salınan insulinin salım profilinin sıfırıncı-derece kinetik ve Higuchi modeli ile de uygunuğu araştırıldı ve hesaplanan model parametreleri Çizelge 3.5 ve 3.6’da verildi.
56
Çizelge 3.5. pHEMA hidrojelinden insulinin salım kinetiği ve belirlenen salım parametreleri
Salım kinetik modeli
Kuvvet Yasası Sıfırıncı-derece Higuchi Modeli İnsulin
dozu (U/ml)
kp x 10-2 n R2 ko x 10-2 R2 kH x 10-2 R2
25 1.73 0.73 0.989 0.97 0.994 4.76 0.982
50 2.39 0.66 0.997 1.88 0.990 9.54 0.990
75 2.32 0.71 0.996 2.98 0.970 15.70 0.994
Çizelge 3.6. p(HEMA-MMA) hidrojelinden insulinin salım kinetiği ve belirlenen salım parametreleri
Salım kinetik modeli
Kuvvet Yasası Sıfırıncı-derece Higuchi Modeli İnsulin
dozu (U/ml)
kp x 10-2 n R2 ko x 10-2 R2 kH x 10-2 R2
25 0.35 0.81 0.984 0.42 0.952 3.67 0.984
50 1.38 0.69 0.989 0.78 0.954 6.81 0.992
75 2.55 0.60 0.991 1.06 0.920 9.69 0.996
57
4. SONUÇ
Kontrollü salım sistemlerini hazırlamakta kullanılan biyomalzemeler, doğal veya sentetik olarak elde edilebilen polimerik moleküllerdir ve sayıları gün geçtikçe artmaktadır. Doğal malzemelerin yüzeyi farklı aktivasyon ve/veya modifikasyon yöntemleri kullanılarak değiştirilebilir ve bu yolla, hedef molekülün salım hızı istenilen düzeyde tutularak kontrol edilebilir. Bu sistemlerin ilk örnekleri olan kaplı tablet, kapsül ve küreciklerden, mikroparçacıklı taşıyıcı implanta kadar çok fazla seçeneğin bulunduğu çalışmalarda amaç, tüm etkin madde uygulamalarının biyomalzemelerle kontrollü olarak yapılabilmesidir.
Kontrollü salım sistemlerinde etkin madde özellikleri, ilacın veriliş biçimi, hedef bölge, tedavinin süresi, hastalığın ve hastanın durumu, taşıyıcı implant sistem tasarımında dikkate alınması gereken ölçütlerdir. İnsulin yarım yüzyıldır üzerinde sürekli çalışılan bir ilaç ve deri altına iğne ile uygulama çeşitlerinin yanısıra; yamalar, pompalar ve özellikle de ağız yolu ile uygulandığı biçimler açısından çok yönlü araştırılmıştır. Yakın gelecekte ise ağız yolu ile uygulanan insülinlerin kullanılması hedeflenmektedir. Bu uygulmalara ek olarak insulin hormonunun polimerik taşıyıcı implantlara yüklenerek kontrollü salım sistemi oluşturulması yolu ile cerrahi yöntemlerle deri altına veya dokulara yerleştirilmesi çalışmaları da önem kazanmıştır.
Çalışmamızda bu özellikleri taşıması hedeflenen hidrojel yapıdaki pHEMA temelli kompozit membranları, UV fotopolimerizasyon yöntemi ile sentezlendi. Bu yeni sentezlenen kompozit membranın; i) yeterli mekanik güce sahip olması, biyolojik ve kimyasal degredasyona karşı dirençli olması, ii) istenilen yüzey yapısında ve gözenekliliği istenilen düzeyde hazırlanmaya uygun olması, iii) kompozit materyalin
58
hazırlanması aşamasında ilacın aktivitesinde herhangi bir kayıp veya azlamaya maruz kalmadan yüklenebilmesi ve taşıyıcı sistemde ilaç dozunun istenilen düzeyde ayarlanabilir olması, iv) hidrofilik bir yapı sergilemesi bu taşıyıcı sistemin kontrollü ilaç salım alanında kullanılmasındaki sunduğu üstünlükler olarak düşünülmektedir.
Temas açısı ölçümleri biyomateryal yüzeyinin karakterizasyonunda kullanılan parametrelerden biridir. Destek materyalinin hidrofobisitesi, yüzey özelliklerine bağlı olarak değişir. Kompozit membranların hidrofobik ve polar karakterleri yüzey gerilimi bilinen farklı test sıvılarının kullanıldığı temas açısı ölçümleri ile belirlenir. Bu doğrultuda, biyomateryallerin mikroçevreleri ile etkileşimi hakkındaki önemli sonuçlar ıslanabilirlik özellikleri araştırılarak belirlenebildiğinden, çalışmamızda, taşıyıcı implant yüzey polaritesinin belirlenmesi için temas açısı ölçümleri gerçekleştirilmiştir.
Islatma gücünün değişimi, yüzey tabakası kalınlığındaki (en az 10Å) ve sıvı fazla doğrudan temasındaki, fonksiyonel grupların etkisini yansıttığından yüzey karakteristiklerine, oldukça fazla hassastır. Su, gliserol ve diiyodometan (DIM) test sıvıları kullanılarak kompozit membranların temas açıları ölçümleri yapılmıştır.
Bu çalışmanın amacı; azami 28 gün bazal insulin salımını gerçekleştirecek sürekli bir sistem tasarlamaktı. İnsulinin en büyük fonksiyonu, hiperglisemiyi oluşturan hormonun birtakım planlanmış eylemlerine karşı koyarak kan glukoz seviyesini düşürmektir. Genelde pek çok hiperglisemik hormonun insulin ile birlikte düzenli şekilde çalışamamasından dolayı, şiddetli hiperglisemi ve yaşam süresinin kısalması gibi olaylar ortaya çıkmaktadır.
Çözücü transferi ile şişebilen hidrojellerde şişme davranışı araştırıldı ve polimer/kopolimer ile kopolimer/ilaç etkileşimlerini azalttığı bulundu. İmplantasyon
59
yapılan polimer silindirlerinin porsuz yüzey yapılarının SEM görüntüsü çıkarıldı.
pHEMA ve p(HEMA-MMA) sırasıyla 21 ve 17 saatte suyu yapısına geçirerek dengeye ulaştı. Silindir membran kalınlığı ve yoğunluğu sırasıyla 2,63 mm ve 1,06 g cm-3 olarak bulundu. İnsulinin üç farklı dozunun (25, 50 and 75 U/ml) salım kinetikleri, fizyolojik fosfat tamponu (PBS, pH 7.4) içinde sürekli akış salım sistemi ile değerlendirildi ve spektrofotometrik metod ile 280 nm dalga boyunda polimerik silindirlerinden insulin salım miktarı tayin edildi. Silindirlerden insulinin salımının sıfırıncı derece salım kinetikleri gözlendi. İnsulinin in vitro salımı ilk olarak atak göstermemiş ve azami 28 gün boyunca sabit salım oranı göstermiştir. Sonuç olarak biz bu formulasyonların dört hafta üzerinde bazal insulin seviyesi için başarıyla uygulanabileceğini gösterdik. Bu sonuçlar, kolay sterilizasyonu ve ilaç yüklemeyi, numune dozunun ayarlanması, sistemin biyolojikuyumu ve organik çözücülerin kullanılmaması gibi pek çok farklı avantajı sağladığını göstermektedir.
Ucuz ve sürekli kullanımı olan polimerik salım sistemlerinin geliştirilmesine ihtiyaç duyulmaktadır. Bu doğrultuda geliştirdiğimiz bu biyouyumlu taşıyıcı implantın, düşük biyouyumluluk yaratan kan proteinlerine ve hücrelerine karşı olan yüksek adezyon olumsuzluğunu giderme özelliğine sahip olması bu alanda başarı ile kullanılabileceğini göstermiştir.
60
KAYNAKLAR
1. B.K. Mann, A.S. Gobin, A.T. Tsai, R.H. Schmedlen, J.L. West. Smooth muscle cell growth in photopolymerized hydrogels with cell adhesive and proteolytically degradable domains: Synthetic ECM analogs for tissue engineering, Biomaterials, 22. 3045(2001)
2. G. Bayramoğlu, M. Yılmaz, and M.Y. Arıca, Evaluation of lysozyme adsorptive behaviour of pHEMA based affinity membranes related to the surface energy and its components to be used in chromatographic fields, Colloid and Surface A:, 243. 11(2004).
3. R.W. Baker, H.K. Lonsdale, Controlled Release: Mechaniss and rates, Plenum Press, New York, NY, 1974
4. R. S. Langer ve N. A. Peppas. Present and future applications of biomaterials in controlled drug delivery systems. Biomaterials, 2, 201(1981).
5. J. Heller, ve R. W. Baker. In Controlled Release of Bioactive Materials. R. W.
Baker, Inc., New York. 1980.
6. J.M.G. Cowie, Polymers: Chemistry & Physics of Modern materials, 2nd Edition, Chapman & Hall, united Kingdom. 1991.
7. R. Gref, Minamitake, Y., Peracchia, M.T., Trubetskoy, V., Torchilin, V., Langer, R., Biodegradable long-circulating polymeric nanospheres. Science 263, 1600(1994).
8. A. Kishida, Y. Ikada. In: S. Dumitriu (Ed.), Polymeric Biomaterials, seconded., Dekker, New York. 2001
9. J. D. Andrade ed. Surface and Interfacial Aspects Of Biomedical Polymers New York. 1985.
61
10. B.S. Andreas, Chitosan and its derivatives:potential excipients for peroral peptide delivery systems, International Journal of Pharmaceutics, 194, 1(2000) 11. K. Ikesue, P. Kope kovà and J. Kope ek Degradation of proteins by guinea pig
intestinal enzymes International Journal of Pharmaceutics, 95, 171(1993).
12. M.E. Bryn, K. Park, N.A. Peppas, ‘Molecular imprinting within hydrogels’ ADV.
Drug Deliver Rev. 54,149(2002).
13. S. Duran, D. Şolpan O., Güven, ‘Synthesis and characterization of arylamide- acrylic acid hydrogels and adsorption of some textile dyes’ A Thesis of Science, The İnstitate for Graduated Studies in Pure and Applied Sciences of Hacettepe University, Ankara, 2000.
14. N.A. Peppas, P. Bures, W. Leabendung, H.,Inhikawa,’Hydrogels in pharmaceulical formulations’, Eur. J. Pharm. Biopharm. 50, 27(2000).
15. G. Bayramoğlu, and M.Y. Arıca, A novel pH sensitive porous membrane carrier for various biomedical applications based on pHEMA/chitosan: preparation and its drug release characteristics. Macromoleculer Symposia, 203, 213(2003).
16. M.Y., Arıca, G. Bayramoğlu, and N. Bıçak, Characterization of tyrosinase immobilised onto spacer-arm attached glycidyl methacrylate-based reactive microbeads. Process biochemistry, 39, 2007(2004).
17. M.Y. Arıca, and G. Bayramoğlu, Polyethyleneimine grafted poly(hydroxyethyl methacrylate-co-glycidyl methacrylate) membranes for glucose oxidase immobilization. Biochemical Engineering Journal, 20, 73(2004).
18. K. Christensen R., Larsson, E. G. Emanuelsson, A., Larsson Heparin coating of stent graft-effects on platelets coagulation and compliment activation, Biomaterials, 22, 349(2001).
62
19. M.Y. Arıca, Epoxy-Derived pHEMA Membrane for Use Bioactive Macromolecules Immobilization: Covalently Bound Urease in a Continuous Model System. Journal of Applied Polymer Science, 77, 2000(2000).
20. D. Tan, B. Zhao, S. Moochhala, Y. Yang. Sustained-Release of Caffeine from a Polymeric Tablet Matrix: an in Vitro and Pharmacokinetic Study, Materials Science and Engineering B 132, 143(2006)
21. R. S. Langer. New methods of drug delivery. Science, 249, 1527(1990).
22. N.A. Peppas, Hydrogels in medicine and pharmacy. 180, 1(1986).
23. N.A. Peppas, Y. Huang, M. Torres-Lugo, J.H. Ward, J. Zhang. Physicochemical, foundations and structural design of hydrogels in medicine and biology, Annu.
Rev. Biomed. Eng. 2, 9(2000).
24. J. Siepmann, N.A. Peppas. Modeling of drug release from delivery systems based on hydroxypropyl methylcellulose (hpmc), Adv. Drug Deliv. Rev. 48, 139(2001)
25. A.C. Guyton, J.E. Hall, İnsulin, Glukagon ve Diabetes Mellitus. Tıbbi Fizyoloji, Editör: H. Çavuşoğlu, (W.B.Saunders Company) 1996.
26. R.K. Murray, D.K. Granner, P.A. Mayes, and V.W. Radwell, Herpers Biochemstry 1996.
27. K.S. Polonosky, J. Sturis, and G.I. Bell, Noninsulin-dependent diabetes mellitus: A genetically programmed failure of the β-cell to compansate for insulin resistance. N Eng J Med. 334, 777(1996)
63
28. R.R. Wing, E.H. Blair, P., Bononi, M.D., Marcus R. Watanable, and R.N.
Bergman, Caloric restriction perse is a significant factor in improvements in glycemic control and insulin sensitivity during weight loss in obese NIDDM patients. Diabetes Care. 17, 30(1994)
29. S. Yılmaz, ve B. Üstündağ, Türk J. Vet. Anim. Sci. Tübitak 26, 549(2002)
30. I. Satman, T. Yılmaz, A. Sengül, S. Salman, F. Salman, S. Uygur, I. Bastar, et al. Population based study of Diabetes and risk characteristic in Turkey: results of the Turkish Diabetes. Epidemiyology study. (TURDEP) Diabetes Care:25,1551(2002)
31. K.M. Narayan, J.P. Boyle, T.J. Thompson, S.W. Sorenson, D.F. Williamson, Lifestime risk for Diabetes Mellitus in United States, JAMA: 209,1884(2003) 32. A.R. Hand, R.E. Weiss: Effects of streptozotocin-induced diabetes on the rat
parotid gland. Lab Invest; 51, 429(1984)
33. I. Moff, and R. Peterson, Endokrinology: diabetes. V.L. Gunn, C. Nechyba (editors). The Harriet Lane Handbook. Phieldelphia, Mosby 2002.
34. R.Y.M. Tun, M. Peakman, L. Alviggi, P. J. Haskins, C. Johnson, and D. Heaton, The impertance of persistent cellular and humoral immune changes in the pre-diabetic period: a prospective idential twin study. BMJ. 308,1063(1994).
35. M. Laakso, Insulin resistance and coronary heart disease. Curr Opin Lipidol; 7, 217(1996)
36. J.C. Pickup, and G. Williams, Textbook of diabetes. Second edition. Blackvell Science. Oxford. 1997
64
37. J.M.J. Svec and F. Fréchet, Modified Poly(glycidyl methacrylate-co-ethylene dimethacrylate) Continuous Rod Columns for Preparative Scale Ion-Exchange Chromatography of Proteins. J. Chromatogr. A, 702, 89(1995)
38. R. Blanco, A. Arai, N. Grinberg, D.M. Yarmush, B.L. Karger. Role of association on protein adsorption isotherms. β-lactoglobulin a adsorbed on a weakly
hydrophobic surface, Journal of chromatography. 482, 1(1989).
39. T.A. Mykhaylyk, S.D. Evans, C.M. Fernyhough, L.W. Hamley, J.R. Henderson, Ellipsometric study of adsorption on nanopatterned block copolymer substrates.
J.Colloid Interf. Sci. 260, 234(2003).
40. W.A. Zisman. Influence Of Constitution On Adhesion Ind. Eng. Chem. 55, 19(1963).
41. F.M. Fowkes, Microscopic Aspects of Adhesion and Lubrication J. Adhes Sc.
Technol. 1, 7(1987)
42. S.J. Wu, Colloid Surface Sci. 71, 605(1979)
43. C.J., van Oss, R.J., Good, M.K., Additive and nonadditive surface tension components and the interpretation of contact angles. Chaudury Langmiur 4, 884(1988).
44. M.Y. Arıca,G. Bayramoğlu. B. Arıca, E. Yalçın K. Ito and Y. Yagci Design of a novel hydrogel membrane for various biomedical applications based on poly(hydroxyethylmethacrylate/vinylbenzyl-poly(etheyleneoxide)): properties and its drug release characteristics, Macromolecular Bioscience 5(10), 983(2005).
45. M. Yılmaz Polihidroksi Etilmetakrilat Kökenli Yapay Damarların Hazırlanması Ve Biyo-Uyumluluk Özelliklerinin Arttırılması Ve Karakterizasyonu, Kırıkkale Fen Bilimleri Enstitüsü, Doktora Tezi, 2006.
65
46. P.L, Ritger, NA. Peppas, A simple equation for description of solute release II.
Fickian and anomalous release from swellable devices. J. Controlled Release.;
5, 37(1987)
47. R.W, Korsmeyer, R, Gurny, E, Doelker, P, Buri, N.A. Peppas Mechanisms of solute release from porous hydrophilic polymers. Int. J. Pharm.; 15, 25(1983) 48. T. Hıguchı, Mechanism of Sustained Action Medication: Theorethical Analysis
Of Rate of Solid Drugs Dispersed in Solid Matrices, J. Pharm. Sci. 52, 1145(1963).
49. Y.W. Chien, in: novel Drug Delivery Systems, 2nd ed, Marcel Dekker, New York, NY, 1992.
50. A.M. Lowman, M. Morishita, M. Kajita, T. Nagai, N.A. Peppas. Oral delivery of insulin using pH-responsive complexation gels, J. Pharm. Sci. 88, 933 (1999) 51. S. Lakshmi, A. Jayakrishnan, Migration resistant, blood-compatible plasticized
polyvinyl chloride for [Medical and related applications] Artif Organs; 22, 222(1998).
52. D.K. Han, K.D. Park, Y.H. Kim, Plasma protein adsorption to sulfonated poly(ethyl oxide) grafted polyurethane, J.Biomed Mater Res. 30, 2(1999).
53. L.C. Winterton, I.D. Andrade, J. Feijen, SW. Kim. Heparin interaction with protein with protein-adsorbed surfaces. J. Coll. Interface Sci., 111, 314(1986).
54. L. Yu, L. LI, Z. Weı’an, F. Yue’e. Proposal for Intense Attosecond Radiation from an X-Ray Free-Electron Laser Radiat Phys Chem 69, 467(2004)
55. T. Coviello, F. Alhaique , C. Parisi, P. Matricardi, G. Bocchinfuso, M. Grassi. A new polysaccharidic gel matrix for drug delivery: preparation and mechanical properties. Journal of Controlled Release, 102, 643(2005).
66
56. A. Frank and S. Kumar Rath. Study of the initial stages of drug release from a
degradable matrix of poly(d,l-lactide-co-glycolide).
Biomaterials,25(5),813(2004).
67