Способ получения двухслойной барьерной мембраны для направленной костной регенерации



Способ получения двухслойной барьерной мембраны для направленной костной регенерации
Способ получения двухслойной барьерной мембраны для направленной костной регенерации
Способ получения двухслойной барьерной мембраны для направленной костной регенерации
Способ получения двухслойной барьерной мембраны для направленной костной регенерации
Способ получения двухслойной барьерной мембраны для направленной костной регенерации
Способ получения двухслойной барьерной мембраны для направленной костной регенерации

Владельцы патента RU 2689782:

Общество с ограниченной ответственностью "Полимем" (RU)

Изобретение относится к области медицины, в частности, к регенеративной медицине и стоматологии, и может быть использовано для направленной костной регенерации при костно-пластических операциях. Данный способ предусматривает получение двухслойной барьерной мембраны с разной площадью слоев и гидрофильным пористым хитозановым внутренним слоем. Для этого предварительно получают из 3% раствора хитозана гидрофильный пористый хитозановый слой толщиной 1 мм и площадью 10×10 мм2. Затем получают внешний гидрофобный слой растворением поли-L-лактида-гликолида в хлороформе до конечной концентрации раствора 3 мг/мл и нанесением его равномерным слоем на покровное стекло размером 25×25 мм2. Далее слои склеивают путем нанесения пористого хитозанового слоя в центр покровного стекла с раствором полимера. Полученную двухслойную мембрану высушивают на воздухе, открепляют от стекла и стерилизуют под воздействием озона. Представленное изобретение позволяет повысить эффективность структуры двухслойной барьерной мембраны, а также упростить и удешевить способ получения двухслойной барьерной мембраны для направленной костной регенерации. 3 з.п. ф-лы, 3 пр., 2 табл., 3 ил.

 

Изобретение относится к области медицины, в частности, к регенеративной медицине и стоматологии, и может быть использовано для направленной костной регенерации при костно-пластических операциях.

В современной стоматологии и челюстно-лицевой хирургии восстановление поврежденной или утраченной костной ткани занимает особое место и наиболее актуально при имплантации и протезировании зубов. С необходимостью протезирования сталкивается порядка 90% населения, особенно после 45 лет, когда начинают ухудшаться процессы обмена кальция в организме. Помимо протезирования существенные проблемы возникают еще на стадии восстановления лунки после удаления зуба. Многочисленные клинические исследования показали, что при естественном заживлении раны после удаления зуба уменьшается размер лунки, количество костной ткани и ее форма.

В настоящее время существует достаточно много способов сохранения костной ткани челюсти после удаления зуба. Согласно литературным данным (Lang et al., 2012) ширина костной ткани или альвеолярного гребня в области удаленного зуба в течение 6 месяцев уменьшается по горизонтали на 3,8 мм, а по вертикали - до 1,24 мм. Анализ литературных данных по клиническим исследованиям показал, что после удаления зуба по истечении минимального периода заживления в 12 недель наименьшее изменение размера лунки происходит при имплантации биоматериала ксеногенного или аллогенного происхождения (Jambhekar et al., 2015), то время как, отсутствие биоматериала приводит к существенному уменьшения размера лунки за указанный период времени.

За последние десятилетия было разработано и предложено много методов восстановления костного дефекта, в том числе, и при введении ксеногенного или минерализованного костного биоматериала, который фиксировали барьерной мембраной (Froum et al., 2002). Показано, что метод направленной костной регенерации с использованием барьерных мембран достаточно эффективен для сохранения формы и размера костного дефекта (Wang, Tsao, 2007). При этом барьерная мембрана блокирует миграцию эпителия и фибробластов, препятствуя быстрому прорастанию нежелательной соединительной ткани.

На сегодняшний день у хирургов и исследователей-разработчиков особый интерес вызывают двухслойные мембраны для направленной костной регенерации за счет двойного механизма действия. Такая мембрана выполняет механическую функцию, стабилизируя кровяной сгусток, а также препятствует прорастанию эпителия и способствует формированию костной ткани (De Risi et al., 2015). Таким образом, использование двухслойной мембраны с комбинированными свойствами в настоящее время является самым перспективным способом восстановления костного дефекта после удаления зуба.

Для изготовления барьерной мембраны используют как биодеградируемые, так и небиодеградируемые полимерные материалы. Известен способ формирования барьерной мембраны на основе небиодеградируемого полимерного материала полиэтилентерефталата (ePTFE, Gore-Tex®). Полиэтилентерефталат инертный биосовместимый полимер, основными химическими элементами которого, являются фтор и углерод. Полиэтилентерефталат препятствует прорастанию ткани и не вызывает его отторжения организмом (Usher, Wallace, 1958). В частности, мембрана Gore-Tex® изготовлена на основе полиэтилентерефталата в виде двух слоев. Толщина одного из слоев составляет 1 мм с пористостью 90%. Этот слой предотвращает миграцию эпителия, стабилизирует рану и способствует образованию соединительной ткани (Scantlebury 1993). Второй слой, имеющий толщину 0,15 мм и пористость 30%, служит барьером к десенному клапану (Sigurdsson et al., 1994). Однако данная мембрана имеет ряд существенных недостатков, например, недостаточная проницаемость мембраны для питательных веществ, как следствие, нарушение питания окружающих тканей. Но главным недостатком мембран на основе небиодеградируемых полимеров является необходимость повторного хирургического вмешательства для их удаления, что может дополнительно приводить к осложнениям (Cortellini et al., 1990).

Другим способом формирования мембраны является использование белков внеклеточного матрикса, в частности, коллагенов различных типов. Коллагеновые мембраны имеют ряд важных достоинств, таких как хорошая биосовместимость, способность к быстрой васкуляризации, низкая иммуногенность, а также высокая адгезивность для клеток (Klinger et al., 2014). Известен способ (Патент РФ 2367475) получения мембраны из коллагена, которая представляет собой пластины из коллагена типа I, полученные из перитонеальной оболочки телят или свиней и насыщенные сульфатированными гликозаминогликанами - гиалуроновой кислотой, хондроитин-6-сульфат, кератин сульфат, дерматан-сульфат. Способ получения этой мембраны заключается в нанесении пасты из коллагена типа II на поверхность из коллагена типа I с последующим сублимационным высушиванием, в результате чего образуется двухслойная структура, имеющая один плотный, а другой рыхлый губчатый слой.

Недостатком этого подхода является набухание мембраны при закрытии костного дефекта, что приводит к открытию раны и ее инфицированию, достаточно быстрой резорбции и потере механических функций еще до момента формирования костной ткани.

Известен способ формирования двухслойной мембраны на основе алифатических полиэфиров (Domalik-Pyzik et al., 2016). Для приготовления раствора 2,5 г поли-L-лактида растворяют в 30 мл хлороформа и 10 мл метанола. Слой из поли-L-лактида формируют методом электроспиннинга при следующих условиях: приложенное напряжение 28,2 кВ, обороты коллектора 330 rpm, расстояние между наконечником и коллектором 20 см, диаметр иглы 0,7 мм. Пористый слой из поликапролактона формируют методом лиофильной сушки. Для формирования мембраны предварительно получают растворы поликапролактона в уксусной кислоте в концентрации 1:20 г/мл and 1:40 г/мл. В стеклянную чашку Петри диаметром 10 см вносят по 20 мл каждого раствора. Затем образцы выдерживают 30 мин при -20°C с последующей лиофильной сушкой в течение 24 часов. На сформированный слой наносят пористый полилактидный слой и наносят 15 мл раствора поликапролактона в концентрации 1:40 г/мл, затем замораживают при -20°C в течение 30 мин и лиофилизируют в последующие 24 часа. Структуру сформированной таким образом мембраны исследовали методом сканирующей электронной микроскопии.

К недостаткам данного способа получения мембраны относят чрезмерно высокую пористость внешнего слоя, что ведет к возникновению инфицирования в результате проникновения бактерий через поры внешнего слоя.

Известен способ получения двухслойных барьерных мембран, который является наиболее близким по технической реализации к предлагаемому изобретению и поэтому выбран в качестве прототипа (заявка на изобретение ЕР 2404627). Поликапролактон растворяют в хлороформе до конечной концентрации раствора 0.1033 г/мл. Сополимер поли-D,L-лактида-гликолида растворяют в хлороформе до конечной концентрации раствора 0.25 г/мл. Растворы распыляют на металлическую сетку с размером ячеек 30 и 65 см под давлением 7 Бар. Распылительное отверстие для раствора поликапролактона составило 0.54 мм, для ПГЛ 0,64 мм. Для создания слоя были проведены два последовательных распыления за 1 минуту, которые впоследствии были удалены с сетки. Сплошную пленку на основе поликапролактона формируют методом полива из раствора в хлороформе в концентрации 0,1033 г/мл. Скорость испарения растворителя оценивали каждые 5 минут. После практически полного испарения растворителя на сплошную пленку из поликапролактона наносят методом электроспиннинга нанофибриллярный слой из полимеров. Морфологию каждого слоя оценивают методом сканирующей электронной микроскопии.

Недостатком данного способа являются неэффективность двухслойной барьерной мембраны, представляющей гидрофобный внутренний пористый слой с низкой скоростью деградации, который препятствует проникновению клеток внутрь мембраны и формированию новой костной ткани. Также главным недостатком всех указанных выше мембран является то, что оба слоя одинаковой площади и толщины, а также все эти мембраны требуют обязательной фиксации.

Указанные недостатки обусловлены тем, что использование гидрофобных синтетических полимеров для приготовления внутреннего пористого слоя не обеспечивает необходимой и достаточной миграции клеток внутрь пористого слоя, а также сорбции крови и последующего формирования кровяного сгустка, являющегося центром формирования новой костной ткани. Наряду с этим, использование органических растворителей в процессе приготовления внутреннего пористого слоя не позволяет вводить дополнительные факторы, способствующие формированию сосудов. Также толщина и структура таких мембран не обеспечивают плотного и однородного прилегания к костной ткани.

Предлагаемое изобретение лишено указанных недостатков благодаря получению гидрофильного пористого слоя из природных полимеров, что обеспечивает миграцию клеток и возможность введения факторов ангиогинеза в процессе формирования пористого слоя. Гидрофильный пористый слой имеет площадь соизмеримую с размеров костного дефекта, благодаря чему хорошо фиксируется в лунке на уровне кортикальной кости. Гидрофобный внешний барьерный слой имеет большую площадь по сравнению с внутренним пористым слоем и меньшую толщину, позволяющую мембране плотно прилегать к кости.

Техническим результатом предлагаемого изобретения является повышение эффективности и надежности структуры двухслойной барьерной мембраны для использования ее в дальнейшем в качестве основы при направленной костной регенерации и имеет ряд преимуществ, которые обусловлены следующими факторами:

- разная площадь внешнего и внутреннего слоя двухслойной барьерной мембраны, а также способность внутреннего пористого хитозанового слоя сжиматься при нагрузках и набухать при погружении в рану позволяют при необходимости непосредственно во время операции создать внутренний слой соответствующий дефекту кости, который при погружении полость дефекта создаст дополнительную фиксацию мембраны при этом размер внутреннего пористого гидрофильного слоя соизмерим с размером дефекта, что позволяет ему хорошо фиксироваться в дефекте костной ткани в то время как площадь внешнего слоя мембраны больше площади внутреннего слоя, что способствует выполнению защитных и барьерных функций двухслойной барьерной мембраны;

- толщина внешнего барьерного слоя существенно меньше общей толщины мембраны, что обеспечивает плотную прилегаемость мембраны к костной ткани за счет адгезии, а это позволяет не проводить дополнительного трудоемкого фиксирования мембраны;

- сочетание двух материалов для приготовления мембраны из двух слоев: внешнего гидрофобного - обеспечивающего защиту раны от инфицирования, внутреннего гидрофильного - способствующего сорбции крови, формированию кровяного сгустка и миграции клеток;

- использование хитозана для приготовления пористого слоя обеспечивает гидрофильность внутреннего слоя мембраны, а, следовательно, способствует миграции клеток;

- хитозановый пористый слой способствует сорбции крови, формированию кровяного сгустка внутри пористого слоя, а впоследствии формированию костной ткани;

- простота, доступность, воспроизводимость способа склеивания слоев двухслойной барьерной мембраны позволяет его реализовать в промышленном масштабе;

- сокращение сроков резорбции двухслойной барьерной мембраны после имплантации на рану за счет гидрофильности внутреннего пористого слоя.

Технический результат достигается тем, что в известном способе получения двухслойной барьерной мембраны для направленной костной регенерации, который включает известные и общие с заявленным новым способом признаки, используют растворение поликапролактона в хлороформе и получение методом электроспиннинга внутреннего пористого слоя двухслойной барьерной мембраны, для получения внешнего сплошного слоя поликапролактон растворяют в хлороформе и выливают на подложку, после практически полного испарения хлороформа на сплошной слой переносят пористый слой, полученный методом электроспиннинга. В предлагаемом способе получают двухслойную барьерную мембрану с гидрофильным пористым слоем, причем для получения гидрофильного пористого слоя хитозан (средняя мл. масса, Sigma) растворяют в 1% растворе уксусной кислоты (Вектон) до конечной концентрации 2 мг/мл, замораживают при -20°C в течение 24 часов, сушат в лиофилизаторе в течение 24 часов, после удаления растворителя получается пористая мембрана толщиной 1 мм, с размером пор 50-100 мкм и площадью 10×10 мм2 причем для получения сплошного полимерного слоя поли-L-лактид-гликолид (85/15) (η=3,13 дл/г, Purac) растворяют в хлороформе до конечной концентрации 30 мг/мл, и в количестве 1 мл наносят равномерно на покровное стекло размером 25×25 мм2, оставляют сушиться на 20 минут, а затем переносят ранее приготовленный гидрофильный пористый хитозановый слой в центр подсушенного раствора полимера, равномерно распределенного по поверхности покровного стекла, оставляют сушиться на воздухе на 24 часа, открепляют от стекла и стерилизуют в атмосфере озона в течении 1,5 ч. При этом в процессе создания двухслойной барьерной мембраны диаметр пор гидрофильного хитозанового слоя оценивают с помощью сканирующей электронной микроскопии, а прочность двухслойной мембраны оценивают методом механического растяжения.

Результаты проведенных исследований поясняются следующими примерами.

Наиболее предпочтительный вариант осуществления предлагаемого изобретения описан в примере 1. В пределах сущности и объема изобретения возможны другие варианты способа приготовления двухслойной барьерной мембраны, охватываемые приводимой формулой изобретения.

Пример 1.

В частном случае осуществления предлагаемого изобретения получают двухслойную барьерную мембрану для направленной костной регенерации. Схема предлагаемой мембраны представлена на рис. 1. Предварительно получают гидрофильный пористый хитозановый слой. Для этого хитозан (средняя молекулярная масса, Sigma) растворяют в 1% растворе уксусной кислоты (Вектон) до конечной концентрации раствора 2%, полученный раствор вносят в полистирольную чашку площадью 15×15 мм2 в количестве достаточном для того, чтобы высота раствора в чашке составляла 1-1.5 мм. Раствор в полистирольной чашке оставляют при -20°C на 24 часа. После полного замораживания раствора хитозана, форму переносят в лиофилизатор на 24 часа до полного удаления раствора уксусной кислоты. После испарения замороженной фазы раствора уксусной кислоты на его месте образуются поры. Внешний вид мембраны представлен на рис. 2. Диаметр пор оценивают с помощью сканирующего электронного микроскопа (JSM 7001F, Jeol, Япония). Результаты сканирующей электронной микроскопии гидрофильного пористого хитозанового слоя представлены на Рис. 3 (увел. 2000х). Толщина пористого хитозанового слоя составляет 1 мм, размер пор 50-100 мкм.

Для получения сплошного гидрофобного барьерного слоя поли(L-лактид-гликолид) (Purac) растворяют в хлороформе до конечной концентрации раствора 30 мг/мл и равномерно наносят 1 мл готового раствора на покровное стекло размером 25×25 мм2. По истечении 20 минут, не дожидаясь полного испарения хлороформа, на покровное стекло с подсушенным раствором полимера накладывают гидрофильный пористый слой хитозана размером 10×10 мм2. Благодаря пористой структуре гидрофильного хитозанового слоя раствор полимера проникает в приграничный слой пористого хитозанового слоя и обеспечивает прочное склеивание двух слоев после испарения хлороформа. Структуру двухслойной барьерной мембраны анализировали методом сканирующей электронной микроскопии. Согласно этим, данным внешний полимерный гидрофобный слой двухслойной барьерной мембраны имеет сплошную структуру, внутренний гидрофильный хитозановый слой имеет толщину 1 мм, размер пор данного слоя варьируется в диапазоне 50-100 мкм (Рис. 2).

Оценку механических свойств двухслойных барьерных мембран проводят на универсальной испытательной машине INSTRON 5943 при одноосном растяжении. В процессе испытания определяют следующие механические характеристики: предел текучести σт, МПа, прочность при растяжении σр, МПа, относительное удлинение при разрыве εр, %, модуль упругости Е, МПа. Полученные результаты представлены в таблице 1.

Ниже приводятся подписи к Рис. 1-3, представленные в примере 1.

Рис. 1. Схема двухслойной барьерной мембраны

Рис. 2. Внешний вид двухслойной барьерной мембраны

Рис. 3. Сканирующая электронная микроскопия двухслойной барьерной мембраны

Пример 2.

В частном случае осуществления предлагаемого изобретения получают двухслойную барьерную мембрану для направленной костной регенерации. Предварительно получают гидрофильный пористый хитозановый слой. Для этого хитозан (средняя молекулярная масса, Sigma) растворяют в 1% растворе уксусной кислоты (Вектон) до конечной концентрации раствора 2%, полученный раствор вносят в полистирольную чашку в количестве достаточном для того, чтобы высота раствора в чашке составляла 1 мм. Раствор в полистирольной чашке оставляют при -20°C на 24 ч. После полного замораживания раствора хитозана, форму переносят в лиофилизатор на 24 часа до полного удаления раствора уксусной кислоты. После испарения замороженной фазы раствора уксусной кислоты на его месте образуются поры. Диаметр пор оценивают с помощью сканирующего электронного микроскопа (JSM 7001F, Jeol, Япония). Полученные результаты морфологии гидрофильного пористого хитозанового слоя представлены на Рис. 3 (увел. 2000х). Толщина хитозанового слоя составляет 1 мм, размер пор 50-100 мкм.

Для получения сплошного гидрофобного барьерного слоя поли-L-лактид-капролактона (85/15) (η=1,66 дл/г, Purac) растворяют в хлороформе до конечной концентрации раствора 30 мг/мл и равномерно наносят 1 мл готового раствора на покровное стекло размером 25×25 мм2. По истечении 20 минут, не дожидаясь полного испарения хлороформа, на покровное стекло с подсушенным раствором полимера накладывают гидрофильный пористый слой хитозана размером 10×10 мм2. Благодаря пористой структуре гидрофильного хитозанового слоя раствор полимера проникает в приграничный слой пористого хитозанового слоя и обеспечивает достаточно прочное склеивание двух слоев после испарения хлороформа. Структуру двухслойной барьерной мембраны анализировали методом сканирующей электронной микроскопии.

Оценку механических свойств двухслойных барьерных мембран проводят на универсальной испытательной машине INSTRON 5943 при одноосном растяжении. В процессе испытания определяют следующие механические характеристики: предел текучести σт, МПа, прочность при растяжении σр, МПа, относительное удлинение при разрыве εp, %, модуль упругости Е, МПа. Полученные результаты представлены ниже в таблице 2.

Пример 3.

В частном случае осуществления предлагаемого изобретения получают двухслойную барьерную мембрану, содержащую трикальцийфосфат, для направленной костной регенерации. Предварительно получают гидрофильный пористый хитозановый слой. Для этого хитозан (средняя молекулярная масса, Sigma) растворяют в 1% растворе уксусной кислоты (Вектон) до конечной концентрации раствора 2%, затем в полученный раствор вносят 10 масс. % трикальцийфосфата (Sigma), полученный раствор вносят в полистирольную чашку площадью 15×15 мм2 в количестве достаточном для того, чтобы высота раствора в чашке составляла 1-1,5 мм. Раствор в полистирольной чашке оставляют при -20°C на 24 часа. После полного замораживания раствора хитозана, форму переносят в лиофилизатор на 24 часа до полного удаления раствора уксусной кислоты. После испарения замороженной фазы раствора уксусной кислоты на его месте образуются поры. Внешний вид мембраны представлен на рис. 2. Диаметр пор оценивают с помощью сканирующего электронного микроскопа (JSM 7001F, Jeol, Япония). Результаты сканирующей электронной микроскопии гидрофильного пористого хитозанового слоя представлены на Рис. 3 (увел. 2000х). Толщина пористого хитозанового слоя составляет 1 мм, размер пор 50-100 мкм.

Для получения сплошного гидрофобного барьерного слоя поли(L-лактид-гликолид) (Purac) растворяют в хлороформе до конечной концентрации раствора 30 мг/мл и равномерно наносят 1 мл готового раствора на покровное стекло размером 25×25 мм2. По истечении 20 минут, не дожидаясь полного испарения хлороформа, на покровное стекло с подсушенным раствором полимера накладывают гидрофильный пористый слой хитозана размером 10×10 мм2. Благодаря пористой структуре гидрофильного хитозанового слоя раствор полимера проникает в приграничный слой пористого хитозанового слоя и обеспечивает прочное склеивание двух слоев после испарения хлороформа. Структуру двухслойной барьерной мембраны анализировали методом сканирующей электронной микроскопии. Согласно этим, данным внешний полимерный гидрофобный слой двухслойной барьерной мембраны имеет сплошную структуру, внутренний гидрофильный хитозановый слой имеет толщину 1 мм, размер пор данного слоя варьируется в диапазоне 50-100 мкм.

Список используемой литературы

Ларионов Е.В., Иванов С.Ю., Солодкий В.Г. Мембрана для использования при направленной регенерации тканей, Патент РФ 2367475, публикация патента: 20.09.2009

Benic G.I., Haemmerle C.H.F. 2014. Horizontal bone augmentation by means of guided bone regeneration. Periodontol. 2000 (66): 13-40.

Cortellini P., Pini Prato G.P., Baldi C., Clauser C. 1990. Guided tissue regeneration with different materials. Int. J. Period. Rest. Dent. 10: 137-51.

De RisiV., Clementini M., Vittorini G., Mannocci A., De Sanctis M. 2015. Alveolar ridge preser vation techniques: a systematic review and meta-analysis of histological and histomorphometrical data. Clin. Oral Impl. Res. 26(1): 50-68.

Froum S., Cho S.C., Rosenberg E., Rohrer M., Tarnow D. 2002. Histological comparison of healing extraction sockets implanted with bioactive glass or demineralized freeze-dried bone allograft: a pilot study. J. Periodontol. 73(1): 94-102.

Hoornaert A., Layrolle P., Sohier J. Bone regeneration membrane and method for forming a bone regeneration membrane. Patent EP 2404627, 11.01.2012

Jambhekar S., Kernen F., Bidra A.S. 2015. Clinical and histologic outcomes of socket grafting after flapless tooth extraction: a systematic review of randomized controlled clinical trials. J. Prosthet. Dent. 113(5): 371-382.

Klinger A., Asad R., Shapira L., Zubery Y. 2010. In vivo degradation of collagen barrier membranes exposed to the oral cavity. Clin. Oral Impl. Res. 21: 873-876.

Lang N.P., Pun L., Lau KY, Li K.Y. Wong M. 2012. A systematic review on survival and success rates of implants placed immediately into fresh extraction sockets after at least 1 year. Clin. Oral Impl. Res. 23(s5): 39-66.

Owens, K.W.; Yukna, R.A. 2001. Collagen membrane resorption in dogs: A comparative study. Implant Dent. 10: 49-58.

Scantlebury Т.V. 1993. 1982-1992: A decade of technology development for guided tissue regeneration. J. Periodontol. 64: 1129-1137.

Sigurdsson T.J., Hardwick R., Bogle G.C., Wikesjo U.M.E. 1994. Peirodontal repair in dogs: space provision by reinforced ePTFE membranes enhances bone and cementum regeneration in large supraalveolar defects. J. Periodontol: 65: 350-356.

Thoma D.S., Villar C.C., Cochran D.L., Jung R.E. 2012. Tissue integration of collagen-based matrices: An experimental study in mice. Clin. Oral Impl. Res. 23: 1333-1339.

Usher F.C., Wallace S.A. 1958. Tissue reaction to plastics, a comparison of nylon, Orlon, Dacron, Teflon and Marlex. Arch Surg. 76: 997-999.

Wang H.L., Tsao Y.P. 2007. Mineralized bone allograft-plug socket augmentation: Rationale and technique. Impl. Dent. 16(1): 33-41.

1. Способ получения двухслойной барьерной мембраны для направленной костной регенерации, включающий получение двухслойной барьерной мембраны с разной площадью слоев, причем для получения внутреннего гидрофильного пористого слоя хитозан растворяют в 1% растворе уксусной кислоты до конечной концентрации 2 мг/мл, замораживают при -20°С в течение 24 часов, сушат в лиофилизаторе в течение 24 часов, после удаления растворителя получается внутренний гидрофильный пористый слой с размером пор 50-100 мкм и площадью 10×10 мм2, причем для получения внешнего гидрофобного сплошного слоя поли-L-лактид-гликолид растворяют в хлороформе до конечной концентрации 30 мг/мл, и в количестве 1 мл наносят равномерно на покровное стекло размером 25×25 мм2, оставляют сушиться на 20 минут, а затем переносят ранее приготовленный внутренний гидрофильный пористый слой в центр подсушенного раствора полимера, равномерно распределенного по поверхности покровного стекла, оставляют сушиться на воздухе на 24 часа, открепляют от стекла и стерилизуют в атмосфере озона в течение 1.5 ч.

2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что размер внутреннего пористого гидрофильного слоя может быть варьирован от 0,5×05 мм2 до 1,5×1,5 мм2.

3. Способ по п. 1, отличающийся тем, что диаметр пор внутреннего пористого гидрофильного слоя, а также степень его склеивания с внешним гидрофобным сплошным слом оценивают с помощью сканирующей электронной микроскопии.

4. Способ по п. 1, отличающийся тем, что во внутренний пористый гидрофильный слой в процессе его приготовления вводят трикальций фосфат.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к способу изготовления коллагенового остеопластического материала из костной ткани, заключающемуся в том, что после механической очистки и фрагментации материал отмывают нагретым до 45-50°С физраствором в течение 30 мин, выполняют обработку раствором 3% пероксида водорода в воде в виде 3 циклов по 10 минут с отмывкой физраствором при 45-50°С, а вместо обработки папаином выполняют обработку раствором 0.1-0.5% липазы в забуференном физиологическом растворе при рН 8.0 в течение 2 суток, затем промывают физиологическим раствором, обрабатывают смесью хлороформа с водой (1:1) в течение 1-3 суток с периодической заменой смеси по мере ее помутнения, отмывают хлороформ раствором 20-30% этанола в воде в течение 6-12 часов, а затем физиологическим раствором при пятикратной смене растворов, выполняют деминерализацию материала раствором 0.6 М соляной кислоты в воде в течение 0,25-1 часа при температуре 4-6°С в условиях перемешивания и смене раствора на свежий каждые 15 мин, затем обрабатывают раствором 5% тиосульфата натрия в воде в течение 3 ч, промывают 10-кратной сменой дистиллированной воды, и нормализуют в забуференном физиологическом растворе рН7.4 в течение 7 суток при комнатной температуре и при смене раствора на свежий 3 раза в сутки, причем соотношение объемов костной ткани и смесей или растворов для обработки или отмывки составляет 1:4-1:6, обработку и отмывку выполняют в условиях перемешивания при 40-50°С, если не указана другая температура, а деминерализацию выполняют при периодическом вакуумировании до 10-30 мм рт.ст.
Группа изобретений относится к области медицинских изделий. Первое изобретение представляет собой способ изготовления имплантата с по меньшей мере одной функциональной поверхностью, отличающийся тем, что способ включает следующие стадии a) подготовку керамической порошковой смеси; b) смешивание этой керамической порошковой смеси с пластической связующей системой с образованием первого сырьевого материала; с1) разделение первого сырьевого материала и смешивание его части с наполнителями для образования второго сырьевого материала или с2) получение второго сырьевого материала в соответствии со стадиями а) и b); d) проведение процесса формования, при котором основную часть и поверхность, имеющую сродство к костям, формуют из первого и второго сырьевого материала; e) удаление связующего вещества из сырца; f) спекание сформованной и подвергнутой удалению связующего вещества заготовки имплантата с получением готового имплантата с поверхностью, имеющей сродство к костям.

Группа изобретений относится к медицине, конкретно к способу получения костного регенеративного материала, который включает в себя: приведение костного материала, содержащего гидроксиапатит и органические вещества, в контакт с экстракционной жидкостью, что дает первую жидкую фазу, содержащую упомянутые органические вещества и, возможно, примеси, экстрагированные из упомянутого костного материала, и вторую твердую гидроксиапатитную фазу, содержащую упомянутый гидроксиапатит; и разделение упомянутой жидкой фазы и упомянутой твердой гидроксиапатитной фазы.

Изобретение относится к химико-фармацевтической промышленности и представляет собой способ производства пористых имплантатов на основе титана или сплава титана ВТ6, включающий подготовку модели ячеистых структур и изготовление ячеистой структуры при воздействии на плавкий материал источником энергии, отличающийся тем, что после изготовления ячеистой структуры ее подвергают пластической деформации, при этом ячеистую структуру изготовляют в виде цилиндра или призмы, ячейки выполняют в виде параллельных каналов, ортогональных основанию цилиндра или призмы, а пластическую деформацию осуществляют путем осадки цилиндра или призмы в направлении, ортогональном основанию цилиндра или призмы.

Изобретение относится к области медицины и раскрывает средство для восстановления кожи пациентов, которые пострадали от ожогов. Средство для восстановления кожи включает лоскут полотна, изготовленного из полигликолевой кислоты, который имеет множество отверстий, по меньшей мере одна из поверхностей вышеупомянутого лоскута содержит по меньшей мере один покровный слой, изготовленный из коллагена.

Изобретение относится к области медицины. Описан способ получения микроволокнистого материала путем последовательного смешивания раствора человеческого сывороточного альбумина (ЧСА) в гексафторизопропаноле (ГФИП) и лекарственного средства (ЛС) в диметилсульфоксиде (ДМСО), после чего полученный раствор смешивают с раствором поликапролактона (ПКЛ) в ГФИП.

Изобретение относится к медицине. Предлагается имплантируемый фиксатор костного лоскута относительно свода черепа содержит подвижный и неподвижный ограничители и детали средств их стягивания, выполненные с возможностью фиксации ограничителей на заданном расстоянии друг от друга; согласно изобретению на всех поверхностях ограничителей и деталей средств стягивания выполнен слой поликристаллического кремния толщиной от 70 нм до 3000 нм, покрытый сетью глухих каналов шириной от 40 нм до 400 нм и глубиной от 40 нм до 2000 нм.

Изобретение касается частиц биоактивного стекла для регенерации костей, имеющих форму сфер или сжатых сфер и имеющих бимодальное распределение размера частиц, включающее частицы между 90 мкм и 180 мкм и частицы между 355 мкм и 500 мкм, где биоактивное стекло представляет собой 45S5 стекло.

Изобретение относится к медицине. Описаны имплантируемая структура, способ получения структуры и способ применения структуры, где структура включает комбинацию нерассасывающихся и рассасывающихся компонентов, а имплантируемая структура имеет разупорядоченную однородную матрицу материалов.

Изобретение относится к медицине. Описана имплантируемая структура, способ получения структуры и способ применения структуры, где структура включает в себя комбинацию нерассасывающихся и рассасывающихся компонентов, а имплантируемая структура имеет неупорядоченную однородную матрицу материалов.

Изобретение относится к медицине, а именно к герниологии. Используют эндопротез для надапоневротической пластики грыж и обогащенной тромбоцитами аутоплазмы.

Изобретение относится к медицине. Описан биомиметический коллаген-гидроксиапатитный композитный материал, включающий частично волоконный коллагеновый каркас, включающий зрелые природные коллагеновые волокна, которые характеризуются тройной спиральностью по данным спектроскопии кругового дихроизма, причем эти зрелые природные волокна коллагена по крайней мере частично покрыты эпитаксиально выращенными кристаллами нанокристаллического гидроксиапатита и при этом эпитаксиально выращенные нанокристаллы характеризуются морфологией и размерами, аналогичными костному минералу человека, то есть длина составляет от 30 до 50 нм, а ширина от 14 до 25 нм.

Изобретение относится к медицине и касается биоприпоя для лазерной сварки биологических тканей. Биоприпой содержит водную дисперсионную основу белка альбумина.

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для получения биосовместимого наноматериала. Для этого осуществляют проведение лазерного облучения водной дисперсии альбумина, содержащей углеродные нанотрубки, вплоть до испарения жидкостной составляющей дисперсии.

Изобретение относится к области медицины. Описан гидрогель, содержащий масс.

Изобретение относится к медицине. Описан способ получения композиционного скэффолда для восстановления дефектов костной ткани, который заключается в том, что синтезируют полимерный раствор с концентрацией 9 мас.

Изобретение относится к области фармацевтики и представляет собой способ формирования биорезорбируемой полимерной клеточной матрицы для регенерации ткани, заключающийся в том, что изготавливают литографией комплект двумерных матриц в виде пленки полимера с поверхностными массивами микро- и нанообъектов, которые для каждой двумерной матрицы выполняют с индивидуальной архитектурой, системностью и взаимосвязанностью расположения в архитектуре микро- и нанообъектов, с возможностью задания структуры костной ткани, подлежащей формированию, с учетом ее биологических функций, с возможностью обеспечения механической поддержки, управления процессами дифференцировки и пролиферации клеток, затем двумерные матрицы собирают в каркас-носитель для клеточных культур и биологических агентов, ориентируя их друг относительно друга с возможностью задания структуры костной ткани и фиксируя в стопку, отличающийся тем, что сборку осуществляют в жидкой среде, отверждаемой при фотоэкспонировании в биорезорбируемый полимер, двумерные матрицы последовательно устанавливают друг относительно друга с зазором, в котором в процессе последовательной установки посредством проекционной трехмерной печати с использованием цифрового проектора получают слои биорезорбируемого полимера, содержащие массивы микрообъектов с индивидуальной архитектурой, системностью и взаимосвязанностью расположения их в архитектуре возможностью задания внешней формы и внутренней трехмерной структуры матрицы, согласно трехмерной компьютерной модели кости, с возможностью обеспечения механической поддержки, управления процессами дифференцировки и пролиферации клеток в ортогональном направлении относительно поверхности двумерных матриц.
Изобретение относится к медицине. Описан брушитовый гидравлический цемент, упрочненный пористым каркасом из полилактида для восстановления костных тканей, имеющий прочность не менее 40 МПа, содержащий порошок α-трикальцийфосфата, гранулы карбонатгидроксиапатита и затворяющую жидкость, представляющую собой раствор фосфата магния в фосфорной кислоте, где цементную пасту распределяют внутри пористого резорбируемого полилактидного каркаса, который повышает прочность цемента.

Изобретение относится к медицине и представляет собой имплантат для внутрикостной имплантации, выполненный из материала, содержащего: термопластическое органическое связующее, представляющее собой полиэфирэфиркетон; волоконный наполнитель, волокна которого выполнены из поли(амида-имида); наполнитель из соединения на основе кальция, представляющего собой трехкальциевый фосфат Са3(PO4)2 с гексагональной β-структурой.

Имплантат // 2589839
Изобретение относится к области медицины, а именно к имплантату для применения при замещении кости, содержащему, по меньшей мере, два слоя, изготовленных из волокон, и биоактивный материал, который выбирают из биоактивного стекла, гидроксиапатита, трикальцийфосфата и их смесей в виде частиц, расположенный между указанными, по меньшей мере, двумя слоями, в котором, по меньшей мере, один из слоев в основном образован из сетки, изготовленной из стекловолокон, имеющих диаметр 3-100 мкм, и размер сетки выбирают таким образом, чтобы биоактивный материал оставался внутри имплантата, при этом слои заделаны в матрицу, изготовленную из смолы, выбранной из замещенных и незамещенных диметакрилатов и метакрилатов, и слои прикреплены друг к другу вдоль контура имплантата.

Группа изобретений относится к области эстетической косметологии, в частности, к способу получения биосовместимого сшитого биополимера, представляющего собой гиалуроновую кислоту, поперечно сшитую с использованием мочевины в качестве перекрестносшивающего агента, согласно которому: а) растворяют гиалуроновую кислоту или ее соль в воде или в физиологическом растворе; b) растворяют мочевину в водном растворе кислоты; c) смешивают растворы со стадий а) и b) с получением раствора, имеющего рН от 3 до 6,8, для обеспечения поперечного сшивания гиалуроновой кислоты.
© Патентный поиск, поиск патентов на изобретения - FindPatent.RU 2012-2024
Политика конфиденциальности 2018-02-01 2019-05-29T07:50:16
Наверх