RU2433836C1

RU2433836C1 - Surgical material (versions)

Info

Publication number: RU2433836C1
Application number: RU2010130686/15A
Authority: RU
Inventors: Татьяна Григорьевна Волова (RU); Татьяна Григорьевна Волова; Екатерина Игоревна Шишацкая (RU); Екатерина Игоревна Шишацкая
Original assignee: Учреждение Российской Академии Наук Институт Биофизики Сибирского Отделения Ран; Татьяна Григорьевна Волова; Екатерина Игоревна Шишацкая
Priority date: 2010-07-21
Filing date: 2010-07-21
Publication date: 2011-11-20
Also published as: EA019109B1; EA201100986A1

Abstract

FIELD: medicine.

SUBSTANCE: invention relates to medicine, specifically to surgical material and means for replacement of bone tissue defects. Surgical material contains biodegradable and biocompatible copolymer of 3-hydroxybutyrate and 3-hydroxyvaleriate (3-PHB/3-PHV) and calcium phosphate substances, with the following component ratio, in wt %: copolymer 65-90 and calcium phosphate substances 10-35. According to second version, surgical material, contains biodegradable and biocompatible copolymer, calcium phosphate substances and antibiotic, selected from group which consists of tienam, gentamicin, sulperazon and rubomycinum, with the following component ratio, wt %: copolymer 65-89; calcium phosphate substances 10-35; antibiotic 1-5.

EFFECT: obtaining biodegradable and high-strength surgical material for reconstruction of bone tissue defects of various etiology, which has high osteoinductive and antimicrobial properties.

21 cl, 5 dwg, 3 tbl

Description

Изобретение относится к медицине, а именно к материалам и средствам для замещения дефектов костной ткани, и предназначено для использования в травматологии и ортопедии, челюстно-лицевой хирургии и стоматологии, в том числе в качестве носителя биологически активных веществ и лекарственных средств.The invention relates to medicine, namely to materials and means for replacing defects in bone tissue, and is intended for use in traumatology and orthopedics, maxillofacial surgery and dentistry, including as a carrier of biologically active substances and medicines.

В настоящее время для реконструкции костных дефектов (сложных переломов, артрозов, очагов остеопороза и остеонекроза, остеомиелитических и опухолевых секвестров, после удаления кист, хондром и т.п.) наиболее распространенными материалами с четко выраженной опорной функцией являются искусственные и натуральные кальций-фосфатные материалы (аморфный фосфат кальция, гидроксиапатит, ди- и трифосфат кальция, пирофосфат и др.). Известен биодеградируемый костнозамещающий материал, содержащий фосфат кальция и натрия, и ренанит [патент США №7074730]. Известен остеозамещающий материал, получаемый при обработке фосфатного камня алюмосиликатом или карбонатом натрия с образованием ренанита [патент США №4436546]. Известен керамический биодеградируемый материал на основе фосфатов кальция и натрия, представляющий собой фазы трикальций фосфата и ренанита [патент РФ №2372891]. Известна композиция стоматологического пломбировочного материала, получаемого гидратацией порошковообразного кальций фосфатного материала с образованием апатита [патент РФ №2332201]. Известен остеозамещающий медицинский композитный материал, содержащий хлорапатит, гидрат фосфата кальция и железа, фосфат кальция, гидрофосфат кальция и карбонат кальция [патент РФ №2320353], и композиция, содержащая гидроксиапатит, трикальций фосфат, фосфат магния и кальция [патент РФ №2292866].Currently, for the reconstruction of bone defects (complex fractures, arthrosis, foci of osteoporosis and osteonecrosis, osteomyelitis and tumor sequestration, after removal of cysts, chondromas, etc.), the most common materials with a pronounced support function are artificial and natural calcium phosphate materials (amorphous calcium phosphate, hydroxyapatite, calcium di- and triphosphate, pyrophosphate, etc.). Known biodegradable bone substitute material containing calcium phosphate and sodium, and renanite [US patent No. 7074730]. Known osteosubstituting material obtained by processing a phosphate stone with aluminosilicate or sodium carbonate with the formation of renanite [US patent No. 4436546]. Known ceramic biodegradable material based on calcium and sodium phosphates, representing the phases of tricalcium phosphate and renanite [RF patent No. 2372891]. A known composition of dental filling material obtained by hydration of powdered calcium phosphate material with the formation of apatite [RF patent No. 2332201]. A known osteo-substituting medical composite material containing chlorapatite, calcium phosphate and iron phosphate hydrate, calcium phosphate, calcium hydrogen phosphate and calcium carbonate [RF patent No. 2320353], and a composition containing hydroxyapatite, tricalcium phosphate, magnesium and calcium phosphate [RF patent No. 2292866].

Недостатком остеозамещающих материалов такого типа является то, что кальций фосфат, характеризующийся остеокондуктивной (поддерживающей) способностью, самостоятельно не обладает остеоиндуцирующими свойствами [Urist M.R., Leitze A., Davidson E. B-tricalcium phosphate delivery system for bone morphogenetic protein. Clin Ortop. 1984; 187: 277-279. Damien C.J., Parsons J.R. Bone graft and bone graft substitutes: review of current technology and applications. J. Appl. Biomater. 1991; 2: 187-208. John K.R., Zardiackas L.D., Terry R.C. Histological and electron microscopic analysis of tissue-response to synthetic composite bone graft in the canine. J. Appl. Biomater. 1995; 6: 89-97].A disadvantage of this type of osteosubstituting materials is that calcium phosphate, which is characterized by osteoconductive (supporting) ability, does not independently have osteoinductive properties [Urist M.R., Leitze A., Davidson E. B-tricalcium phosphate delivery system for bone morphogenetic protein. Clin Ortop. 1984; 187: 277-279. Damien C.J., Parsons J.R. Bone graft and bone graft substitutes: review of current technology and applications. J. Appl. Biomater. 1991; 2: 187-208. John K.R., Zardiackas L.D., Terry R.C. Histological and electron microscopic analysis of tissue-response to synthetic composite bone graft in the canine. J. Appl. Biomater. 1995; 6: 89-97].

Известны композиционные материалы, содержащие одновременно коллаген и кальций фосфатные вещества, разработанные для челюстно-лицевой хирургии и хирургической стоматологии. Зарубежные материалы - типа "Alveloform" и "Bigraft" (США), содержащие очищенный фибриллярный кожный коллаген и частицы гидроксиапатита, пригодные для восстановления дефектов костной ткани при хирургическом лечении больных с парадонтитами, а также «Bio-OSS Collagen» (Швейцария), «Biobon» (Германия). Серия гибридных материалов на основе кальций фосфатов и коллагена создана в России, это «Гидроксиапол», КоллапАн®, «Росдент», «Полистом», «Остеопласт», «Индост» [патенты РФ №2317088, №2297249].Composite materials are known containing collagen and calcium phosphate at the same time, developed for maxillofacial surgery and surgical dentistry. Foreign materials - such as "Alveloform" and "Bigraft" (USA), containing purified fibrillar skin collagen and hydroxyapatite particles, suitable for repairing bone defects in the surgical treatment of patients with periodontitis, as well as "Bio-OSS Collagen" (Switzerland), " Biobon "(Germany). A series of hybrid materials based on calcium phosphates and collagen was created in Russia; these are Hydroxyapol, KollapAn®, Rosdent, Polistom, Osteoplast, Indost [RF patents No. 2317088, No. 2297249].

К недостаткам этих материалов относятся: первое - коллаген и кальций фосфаты самостоятельно не обладают остеоиндукцией, второе - их невысокие физико-механические характеристики (показатели прочности порядка 6,5 МПа и модуль Юнга около 2 ГПа), ограничивают применение материалов такого типа для заполнения крупных костных дефектов [Suchanek W, Yashima M, Kakihana M, Yoshimura M. Hydroxyapatite ceramics with selected sintering additives. Biomaterials. 1997; 18: 923-933].The disadvantages of these materials include: the first - collagen and calcium phosphates do not have osteoinduction on their own, the second - their low physical and mechanical characteristics (strength indicators of about 6.5 MPa and Young's modulus of about 2 GPa), limit the use of materials of this type for filling large bone defects [Suchanek W, Yashima M, Kakihana M, Yoshimura M. Hydroxyapatite ceramics with selected sintering additives. Biomaterials. 1997; 18: 923-933].

Среди подходов, направленных на улучшение механических свойств остеозамещающих материалов на основе керамик (уменьшение жесткости, повышение эластичности) в последние годы сформировалось направление исследований, ориентированное на получение композитов гидроксиапатита с синтетическими полимерами (полиэтиленом, полисульфоном).Among the approaches aimed at improving the mechanical properties of ceramic-based osteosubstituting materials (reducing stiffness, increasing elasticity) in recent years, a research direction has been formed focused on the production of hydroxyapatite composites with synthetic polymers (polyethylene, polysulfone).

Недостаток этих материалов связан с тем, что наполнение гидроксиапатита такими полимерами значительно снижает его биосовместимость [Vacanti С.A, Vacanti J.P. The science of tissue engineering. Orthop Clin North Am. 2000; 31: 351-356].The disadvantage of these materials is that the filling of hydroxyapatite with such polymers significantly reduces its biocompatibility [Vacanti C.A., Vacanti J.P. The science of tissue engineering. Orthop Clin North Am. 2000; 31: 351-356].

Известены остеопластические материалы, содержащие смеси гидроксиапатита и полиакриламида [Григорьян А.С., Воинов А.В., Воложин А.И. Динамика заживления экспериментальных костных дефектов, заполненных различными композициями на основе полиакриламидного геля Стоматология. - 1999. - 8. - С.9-15] и сложная полимерная композиция для хирургического костного цемента, содержащая диметиметакрилат, жидкий компонент из акрилового олигомера, монометакриловый эфир этиленгликолы и антибиотики [патент РФ №2195320].Known osteoplastic materials containing mixtures of hydroxyapatite and polyacrylamide [Grigoryan A.S., Voinov A.V., Volozhin A.I. The dynamics of healing of experimental bone defects filled with various compositions based on polyacrylamide gel Dentistry. - 1999. - 8. - S.9-15] and a complex polymer composition for surgical bone cement containing dimethimethacrylate, a liquid component from an acrylic oligomer, ethylene glycol monomethacrylic ester and antibiotics [RF patent No. 2195320].

Недостаток этих материалов - отсутствие свойства остеоиндукции, а также цитотоксичность полиакриламида и токсичность продуктов его распада.The disadvantage of these materials is the lack of osteoinduction properties, as well as the cytotoxicity of polyacrylamide and the toxicity of its decomposition products.

Новое решение проблемы - это создание композиционных материалов на основе керамик и биосовместимых полимеров, способных к биодеградации [Mistry A.S., Mikos A.G., Jansen J.A. Degradation and biocompatibility of a poly(propylene fumarate)-baseo/alumoxane nanocomposite for bone tissue engineering. J Biomed Mater Res. 2007; 83: 940-953]. Среди таковых известны применяемые с недавних пор в практике лечения остеомиелита композиции на основе керамик и лактидов или Са-желатиновые системы [Link D.P., van den Dolder J., van den Beucken J.J., Cuijpers V.M, Wolke J.G., Mikos A.G., Jansen J.A. Evaluation of the biocompatibility of calcium phosphate cement/PLGA microparticle composites. J Biomed Mater Res. 2008; [Epub ahead of print]].A new solution to the problem is the creation of composite materials based on ceramics and biocompatible polymers capable of biodegradation [Mistry A.S., Mikos A.G., Jansen J.A. Degradation and biocompatibility of a poly (propylene fumarate) -baseo / alumoxane nanocomposite for bone tissue engineering. J Biomed Mater Res. 2007; 83: 940-953]. Among these, ceramics and lactide-based compositions or Ca-gelatin systems [Link D.P., van den Dolder J., van den Beucken J.J., Cuijpers V.M., Wolke J.G., Mikos A.G., Jansen J.A., recently used in the practice of treating osteomyelitis are known. Evaluation of the biocompatibility of calcium phosphate cement / PLGA microparticle composites. J Biomed Mater Res. 2008; [Epub ahead of print]].

Недостаток этих композитных материалов - быстрая ликвация антибиотиков вследствие быстрого гидролиза и биодеструкции этих полимеров in vivo, поэтому такие материалы неэффективны для лечения длительно текущих костных инфекций.The disadvantage of these composite materials is the rapid segregation of antibiotics due to the rapid hydrolysis and biodegradation of these polymers in vivo, therefore, such materials are ineffective for the treatment of long-term bone infections.

Известны другие биосовместимые полимеры, скорости разрушения которых в биологических средах намного более длительны по сравнению с полилактидами, коллагеном и т.п., например - полимеры из семейства полигидроксиалканоатов (ПГА), синтезируемые микроорганизмами. ПГА - это класс линейных термопластичных и биоразрушаемых полимеров, характеризующихся высокой биологической совместимостью, длительными и управляемыми скоростями разрушения в биологических средах, перерабатываемостью в специализированные изделия различными методами. ПГА представляют большой интерес для ортопедии в связи с их механической прочностью, высокой биосовместимостью и медленной биодеградацией [Волова Т.Г., Севастьянов В.И., Шишацкая Е.И. Полиоксиалканоаты - биоразрушаемые полимеры для медицины / Под ред. академика В.И.Шумакова. - Новосибирск: Изд-во Сибирского отделения РАН, 2003. - 350 с. Штильман М.И. Полимеры медико-биологического назначения // М: ИКЦ «Академкнига» - 2006].Other biocompatible polymers are known whose destruction rates in biological media are much longer compared to polylactides, collagen, etc., for example, polymers from the family of polyhydroxyalkanoates (PHAs) synthesized by microorganisms. PHA is a class of linear thermoplastic and biodegradable polymers characterized by high biocompatibility, long and controlled destruction rates in biological media, processability into specialized products by various methods. PHA are of great interest for orthopedics in connection with their mechanical strength, high biocompatibility and slow biodegradation [Volova TG, Sevastyanov VI, Shishatskaya EI Polyoxyalkanoates - Biodegradable Polymers for Medicine / Ed. Academician V.I.Shumakov. - Novosibirsk: Publishing House of the Siberian Branch of the Russian Academy of Sciences, 2003. - 350 p. Shtilman M.I. Polymers of biomedical use // M: IKC "Akademkniga" - 2006].

Известен композитный материал, содержащий сополимер 3-гидроксимасляной и 3-гидроксивалериановой кислот (3-ПГБ/3-ПГВ) с включением гидроксивалерата 11 мол.% или сополимеры 3-гидроксибутирата/4-гидроксибутирата (3-ПГБ/4-ПГБ) с включением 4-гидроксибутирата 7 мол.% и антибиотик (типа Sulperasone^® и Duocid^®) [Gürsel I., Korkusuz F., Turesin F., Alaeddinoglu N.G., Hasirci V. In vivo application of biodegradablr controlled antibiotic release systems for the treatment of implant-related osteomyelitis // Biomaterials. - 2001. - V.22. - P.73-80].A known composite material containing a copolymer of 3-hydroxybutyric and 3-hydroxyvaleric acid (3-PHB / 3-PGV) with the inclusion of hydroxyvalerate 11 mol.% Or copolymers of 3-hydroxybutyrate / 4-hydroxybutyrate (3-PHB / 4-PHB) with the inclusion 4-hydroxybutyrate 7 mol% and an antibiotic (such as Sulperasone ^® and Duocid ^® ) [Gürsel I., Korkusuz F., Turesin F., Alaeddinoglu NG, Hasirci V. In vivo application of biodegradablr controlled antibiotic release systems for the treatment of implant -related osteomyelitis // Biomaterials. - 2001. - V.22. - P.73-80].

Недостаток композиции - отсутствие в ней кальций фосфатных веществ усиливающих остеоинтегративные и прочностные свойства ПГА.The disadvantage of the composition is the absence of calcium phosphate substances in it that enhance the osseointegrative and strength properties of PHA.

Наиболее близким к заявляемому изобретению является материал для регенерации костной ткани (варианты), который применяется для возмещения дефектов плоских и трубчатых костей, доставкой его в область дефекта закрытым способом [патент РФ №2360663, МПК А61К 6/033, опубл. 10.07.2009 г. (прототип)]. Материал в виде геля содержит биоразрушаемый и биосовместимый полиэтиленгликоль, дистиллированную воду и композицию ортофосфатов кальция, а по другим вариантам дополнительно может содержать неколлагеновые белки, противовоспалительные препараты и оксид цинка.Closest to the claimed invention is a material for the regeneration of bone tissue (options), which is used to compensate for defects in flat and tubular bones by delivering it to the defect area in a closed way [RF patent No. 2360663, IPC A61K 6/033, publ. July 10, 2009 (prototype)]. The material in the form of a gel contains biodegradable and biocompatible polyethylene glycol, distilled water and a composition of calcium orthophosphates, and in other variants may additionally contain non-collagen proteins, anti-inflammatory drugs and zinc oxide.

Недостаток данного геля заключается в том, что водорастворимый полиэтиленгликоль быстро вымывается из материала in vivo, поэтому данный материал неэффективен для длительно текущих регенераций больших дефектов в опорных костях и материал непригоден для заполнения крупных костных дефектов открытым способом.The disadvantage of this gel is that water-soluble polyethylene glycol is quickly washed out of the material in vivo, therefore, this material is ineffective for long-term regeneration of large defects in the supporting bones and the material is unsuitable for filling large bone defects in an open way.

Техническим результатом изобретения является получение биоразрушаемого и высокопрочного хирургического материала для реконструкции дефектов костной ткани различной этиологии, обладающего высокими остеоиндукционными и антимикробными свойствами и высокой биосовместимостью, а также способностью медленно биорезорбироваться in vivo адекватно скорости формирования полноценной новообразованной костной ткани без образования токсичных продуктов и негативных реакций со стороны тканей в процессе использования.The technical result of the invention is the production of biodegradable and high-strength surgical material for the reconstruction of bone defects of various etiologies, with high osteoinductive and antimicrobial properties and high biocompatibility, as well as the ability to slowly bioresorb in vivo adequate to the formation rate of full-fledged new bone tissue without the formation of toxic products and negative reactions with side of the fabric during use.

Технический результат достигается тем, что в хирургическом материале для реконструкции дефектов костной ткани, включающем биоразрушаемый и биосовместимый полимер и кальций фосфатные вещества, новым является то, что в качестве биоразрушаемого и биосовместимого полимера он содержит сополимер 3-гидроксибутирата и 3-гидроксивалериата, при следующем соотношении компонентов, мас.%:The technical result is achieved in that in the surgical material for the reconstruction of bone defects, including a biodegradable and biocompatible polymer and calcium phosphate substances, it is new that it contains a copolymer of 3-hydroxybutyrate and 3-hydroxyvalerate as a biodegradable and biocompatible polymer, in the following ratio components, wt.%:

сополимер 3-ПГБ/3-ПГВ3-PHB / 3-PGV copolymer 65-9065-90 кальций фосфатные веществаcalcium phosphate 10-35.10-35.

А также тем, что кальций фосфатные вещества содержат трикальций фосфат и/или гидроксиапатит.And also the fact that calcium phosphate substances contain tricalcium phosphate and / or hydroxyapatite.

А также тем, что сополимер растворен, по меньшей мере, в одном растворителе.And also the fact that the copolymer is dissolved in at least one solvent.

А также тем, что растворитель представляет собой дихлорметан или хлороформ.And also the fact that the solvent is dichloromethane or chloroform.

А также тем, что дополнительно содержит порообразующие вещества.And also the fact that it additionally contains pore-forming substances.

А также тем, что в качестве порообразующих веществ используют хлорид натрия или кристаллическую сахарозу с размером кристаллов от 400 до 600 мкм.And also by the fact that sodium chloride or crystalline sucrose with a crystal size of 400 to 600 microns is used as pore-forming substances.

А также тем, что дополнительно содержит ультратонкое волокно из сополимера 3-ПГБ/3-ПГВ.And also the fact that it additionally contains an ultra-thin fiber from a 3-PHB / 3-PGV copolymer.

А также тем, что дополнительно содержит костные морфогенетические белки.And also the fact that it additionally contains bone morphogenetic proteins.

А также тем, что выполнен в виде порошка или гранул.And also the fact that it is made in the form of powder or granules.

А также тем, что выполнен в виде объемной плотной или объемной пористой керамики.And also the fact that it is made in the form of volumetric dense or volumetric porous ceramics.

А также тем, что выполнен в виде пленки или пластины.And also the fact that it is made in the form of a film or plate.

Технический результат достигается также тем, что в хирургическом материале для реконструкции дефектов костной ткани, включающем биоразрушаемый и биосовместимый полимер, кальций фосфатные вещества и антибиотик, новым является то, что в качестве биоразрушаемого и биосовместимого полимера содержит сополимер 3-гидроксибутирата и 3-гидроксивалериата, а антибиотик выбран из группы, состоящей из тиенама, гентамицина, сульперазона и рубомицина, при следующем соотношении компонентов, мас.%:The technical result is also achieved by the fact that in the surgical material for the reconstruction of bone defects, including a biodegradable and biocompatible polymer, calcium phosphate substances and an antibiotic, it is new that it contains a copolymer of 3-hydroxybutyrate and 3-hydroxyvalerate as a biodegradable and biocompatible polymer, and the antibiotic is selected from the group consisting of thienam, gentamicin, sulperazone and rubomycin, in the following ratio, wt.%:

сополимер 3-ПГБ/3-ПГВ3-PHB / 3-PGV copolymer 65-8965-89 кальций фосфатные веществаcalcium phosphate 10-3010-30 антибиотикantibiotic 1-5.1-5.

А также тем, что дополнительно содержит ультратонкое волокно из 3-ПГБ/3-ПГВ.And also the fact that it additionally contains an ultrathin fiber from 3-PHB / 3-PGV.

А также тем, что выполнен в виде порошка.And also the fact that it is made in the form of a powder.

Заявляемая группа изобретений соответствует требованию единства изобретения, поскольку группа однобъектных изобретений образует единый изобретательский замысел, причем заявка относится к объектам изобретения одного вида, одинакового назначения, обеспечивающим получение одного и того же технического результата.The claimed group of inventions meets the requirement of the unity of the invention, since the group of single-object inventions forms a single inventive concept, the application relates to objects of the invention of the same type, of the same purpose, providing the same technical result.

Сопоставительный анализ с прототипом позволил выявить совокупность существенных по отношению к техническому результату отличительных признаков для каждого из заявляемых объектов группы, изложенных в формулах. Следовательно, каждый из объектов группы изобретений соответствует критерию «новизна».Comparative analysis with the prototype allowed us to identify a set of essential distinguishing features in relation to the technical result for each of the claimed objects of the group set forth in the formulas. Therefore, each of the objects of the group of inventions meets the criterion of "novelty."

Признаки, отличающие заявляемые технические решения от прототипа, не выявлены в других технических решениях при изучении данных и смежных областей техники и, следовательно, обеспечивают заявляемым решениям соответствие критерию «изобретательский уровень».The features that distinguish the claimed technical solutions from the prototype are not identified in other technical solutions when studying data and related areas of technology and, therefore, provide the claimed solutions with the criterion of "inventive step".

Сущность изобретения поясняется чертежами.The invention is illustrated by drawings.

На фиг.1 представлен внешний вид хирургического материала на основе сополимера и кальций фосфатных веществ (3-ПГБ/3-ПГВ+КФВ) в виде гранул. На фиг.2 представлен объемный плотный (а) и пористый (б) хирургический материал, полученный прямым холодным прессованием сополимера и кальций фосфатных веществ (3-ПГБ/3-ПГВ+КФВ). На фиг.3 представлен хирургический материал, полученный экструзией из расплава сополимера 3-ПГБ/3-ПГВ в виде пленок и пластин. На фиг.4 представлены костные регенераты в модельном дефекте при имплантации материала, содержащего (на 100 г): 65 г сополимера 3-ПГБ/3-ПГВ, 20 г ГА и 15 г ТКФ: через 14 суток (а), 1 месяц (б), 3 месяца (в). Окраска гематоксилин-эозин. Увеличение ×100. На фиг.5 представлены костные регенераты в модельном дефекте при имплантации материала, содержащего (на 100 г): 75 г сополимера 3-ПГБ/3-ПГВ и 24.99 г ГА, в который перед имплантацией был введен костный морфогенетический белок КМБ-2 в количестве 0.01 г через 14 суток (а), 1 месяц (б), 3 месяца (в). Окраска гематоксилин-эозин. Увеличение: (а) и (в) × 100; (б) × 400.Figure 1 shows the appearance of a surgical material based on a copolymer and calcium phosphate substances (3-PHB / 3-PGV + CPV) in the form of granules. Figure 2 shows the volumetric dense (a) and porous (b) surgical material obtained by direct cold pressing of a copolymer and calcium phosphate substances (3-PHB / 3-PGV + KFV). Figure 3 presents the surgical material obtained by extrusion from a melt of a copolymer of 3-PHB / 3-PGV in the form of films and plates. Figure 4 shows bone regenerates in a model defect during implantation of a material containing (per 100 g): 65 g of 3-PHB / 3-PGV copolymer, 20 g of HA and 15 g of TCP: after 14 days (a), 1 month ( b), 3 months (c). Hematoxylin-eosin stain. Magnification × 100. Figure 5 shows bone regenerates in a model defect during implantation of a material containing (per 100 g): 75 g of 3-PHB / 3-PGV copolymer and 24.99 g of HA, into which KMB-2 bone morphogenetic protein was introduced before implantation in an amount 0.01 g after 14 days (a), 1 month (b), 3 months (c). Hematoxylin-eosin stain. Magnification: (a) and (c) × 100; (b) × 400.

ВАРИАНТ 1.OPTION 1.

Для получения хирургического материала для реконструкции дефектов костной ткани используют сополимер, полученный микробиологическим способом согласно Техническим условиям на сополимер (ТУ №2200-001-03533441-2004 per. 14.12.2005 №068/003058) на опытном производстве Института биофизики СО РАН (Гигиенический сертификат соответствия Главной санитарной службы РФ соответствия условий производству материалов для медицины №24.49.05.000.М.007682.01.05 от 24.01.2005 г.). Полимер синтезирован природным штаммом бактерий Ralstonia eutropha В 5786 [патент РФ №2053292] на ацетате натрия с добавками валериата калия в культуру [патент РФ №2051968]. Сополимер содержит соотношение мономеров 3-ПГБ/3-ПГВ в широких пределах, от 90:10 до 10:90 (мол.%). Выделение и очистку полимера из бактериальной биомассы осуществляют дихлорметаном или хлороформом. Полимер выделяют из полученного экстракта после его концентрирования на роторном испарителе Rotavapor R-210 (Швейцария). Для получения высокоочищенных образцов полимеров проводят процедуру многократного растворения полимера в хлороформе и осаждение изопропанолом (или гексаном). Полученный полимер высушивают в боксе-ламинаре. Химический состав сополимера определяют на хроматомасс-спектрометре Agilent 5975Inert, фирмы Agilent (США) после предварительного метанолиза проб полимера. Температуру плавления сополимера определяют на дериватографе СТА - STA 449 Jupiter фирмы NETZSCH (Германия). Определение степени кристалличности сополимера осуществляют на рентгеноспектрометре D8 ADVANCE фирмы «Bruker» (Германия) (графитовый монохроматор на отраженном пучке). Молекулярную массу исходного сополимера и после его переработки в хирургический материал регистрируют системой гель-проникающей хроматографии «Waters Alliance GPC 2000 Series» фирмы «Waters» (США) с набором полистериновых стандартов (Sigma).To obtain surgical material for reconstruction of bone tissue defects, a copolymer obtained by the microbiological method according to the Technical Specifications for the copolymer (TU No. 2200-001-03533441-2004 per. 12/12/2005 No. 068/003058) at the pilot plant of the Institute of Biophysics SB RAS (Hygienic Certificate) is used. conformity of the Main Sanitary Service of the Russian Federation with compliance with the conditions for the production of materials for medicine No. 24.49.05.000.M.007682.01.05 of January 24, 2005). The polymer was synthesized by a natural strain of bacteria Ralstonia eutropha B 5786 [RF patent No. 2053292] on sodium acetate with the addition of potassium valerate to the culture [RF patent No. 2051968]. The copolymer contains a ratio of 3-PHB / 3-PGV monomers over a wide range, from 90:10 to 10:90 (mol.%). Isolation and purification of the polymer from bacterial biomass is carried out with dichloromethane or chloroform. The polymer is isolated from the obtained extract after concentration on a Rotavapor R-210 rotary evaporator (Switzerland). To obtain highly purified polymer samples, the polymer is repeatedly dissolved in chloroform and precipitated with isopropanol (or hexane). The resulting polymer is dried in a box-laminar. The chemical composition of the copolymer is determined on an Agilent 5975Inert chromatomass spectrometer from Agilent (USA) after preliminary methanolysis of polymer samples. The melting point of the copolymer is determined on a CTA - STA 449 Jupiter derivatograph from NETZSCH (Germany). Determination of the degree of crystallinity of the copolymer is carried out on a D8 ADVANCE X-ray spectrometer (Bruker, Germany) (graphite monochromator on a reflected beam). The molecular weight of the initial copolymer and after its processing into surgical material is recorded with a Waters Alliance GPC 2000 Series gel permeation chromatography system from Waters (USA) with a set of polystyrene standards (Sigma).

Значение средневесовой молекулярной массы используемых сополимеров 3-ПГБ/3-ПГВ варьирует и составляет в зависимости от величины фракции 3-ГВ от 900 до 1600 кДа, степень кристалличности от 40 до 60%, температура плавления (Т_пл), соответственно, от 150 до 162°С, с разрывом температуры плавления и температуры термической деградации (Т_дегр) не менее 90°С.The weight average molecular weight of the used 3-PHB / 3-PGV copolymers varies and varies depending on the size of the 3-HB fraction from 900 to 1600 kDa, the degree of crystallinity from 40 to 60%, the melting point (T _m ), respectively, from 150 to 162 ° C, with a break in the melting temperature and thermal degradation temperature (T _degr ) of at least 90 ° C.

Базовую композицию заявляемого хирургического материала получают смешивая мелкодисперсный порошок сополимера 3-ПГБ/3-ПГВ и мелкодисперсный порошок кальций фосфатных веществ (КФВ), при следующем соотношении компонентов в мас.%: сополимер от 65 до 90, кальций фосфатные вещества, суммарно от 10 до 35. При этом кальций фосфатные вещества содержат гидроксиапатит (ГА) и трикальций фосфат (ТКФ), доля ГА в материале составляет от 10 до 25%, ТКФ - от 0 до 15%.The basic composition of the claimed surgical material is obtained by mixing finely dispersed powder of a 3-PHB / 3-PGV copolymer and finely divided powder of calcium phosphate substances (CFV), with the following ratio of components in wt.%: Copolymer from 65 to 90, calcium phosphate substances, in total from 10 to 35. In this case, calcium phosphate substances contain hydroxyapatite (HA) and tricalcium phosphate (TKF), the proportion of HA in the material is from 10 to 25%, TKF - from 0 to 15%.

Для получения пористого хирургического материала к базовой композиции добавляют кристаллическую сахарозу или хлорид натрия (размеры кристаллов 400-600 мкм) в количестве от 10 до 20% мас., которые потом удаляют из сформованного изделия промыванием его в воде (техника выщелачивания). Заданный диаметр пор сопоставим с диаметром остеонов, т.к. известно, что при несоответствии размеров пор матрикса и остеогенных клеток ингибируется остеоиндукция [Gauthier О., Bouler J.-M., Aguado E. et al. Macroporous biphasic calcium phosphate ceramics: influence macropore diameter and macroporosity percentage on bone ingrowth // Biomaterials. - 1998. - Vol.19. - N 1-3. - Р.133-139]. После вымывания кристаллов соли в материале образуются поры, размер которых соответствует размеру кристаллов используемых солей (фиг.2б). В зависимости от величины добавки солей пористость материала может варьироваться от 20 до 80%.To obtain a porous surgical material, crystalline sucrose or sodium chloride (crystal sizes 400-600 μm) is added to the base composition in an amount of 10 to 20% by weight, which are then removed from the molded product by washing it in water (leaching technique). The specified pore diameter is comparable to the diameter of osteons, because it is known that when the pore sizes of the matrix and osteogenic cells do not match, osteoinduction is inhibited [Gauthier O., Bouler J.-M., Aguado E. et al. Macroporous biphasic calcium phosphate ceramics: influence macropore diameter and macroporosity percentage on bone ingrowth // Biomaterials. - 1998. - Vol.19. - N 1-3. - R.133-139]. After leaching of salt crystals in the material, pores are formed, the size of which corresponds to the size of the crystals of the salts used (Fig.2b). Depending on the amount of salt addition, the porosity of the material can vary from 20 to 80%.

Для повышения прочностных характеристик заявляемого хирургического материала перед прессованием к базовой композиции добавляют ультратонкие волокна диаметром 1-3 мкм (полученные из 3-ПГБ/3-ПГВ того же состава, что и материал, методом электростатического формования (ЭСФ), в количестве 10-15 мас.%.To increase the strength characteristics of the claimed surgical material before pressing, ultrathin fibers with a diameter of 1-3 microns (obtained from 3-PHB / 3-PGV of the same composition as the material, by electrostatic molding (ESF) in an amount of 10-15 are added to the base composition wt.%.

Для усиления остеоиндуктивных свойств хирургического материала в стерильных условиях в базовую композицию вводят раствор костного морфогенетического белка, например КМБ-2, из расчета 0.01-0.02 мас.% от массы имплантируемого хирургического материала и затаривают с использованием термоупаковочной машины NS 1000 фирмы «Howo Gmby».To enhance the osteoinductive properties of the surgical material under sterile conditions, a bone morphogenetic protein solution, for example KMB-2, is introduced into the base composition from 0.01-0.02 wt.% Of the mass of the implanted surgical material and is packaged using a Howo Gmby NS 1000 thermal packaging machine.

Заявляемый хирургический материал по варианту 1 может быть получен разными способами (прямым холодным прессованием, формованием из расплава, экструзией) и представлен в различном виде (порошка, гранул, гибких пленок, пластин, объемных матриксов).The inventive surgical material according to option 1 can be obtained by various methods (direct cold pressing, melt molding, extrusion) and is presented in various forms (powder, granules, flexible films, plates, bulk matrices).

Для получения хирургического материала в виде порошка, базовую композицию заявляемого материала растирают в агатовой ступке в среде жидкого азота и обрабатывают в вибромельнице с корундовыми шарами в течение 5-10 минут. Для усиления взаимодействия частиц компонентов порошок подвергают температурной обработке при 130°С в течение 45-50 минут и стерилизуют в системе Sterrad NX фирмы «Johnson& Johnson» (США) в течение 45 мин. Стерильность сохраняется в течение 1 года. Порошок используют для заполнения костных полостей.To obtain surgical material in the form of a powder, the basic composition of the claimed material is ground in an agate mortar in liquid nitrogen and processed in a vibro-mill with corundum balls for 5-10 minutes. To enhance the interaction of the particles of the components, the powder is subjected to heat treatment at 130 ° C for 45-50 minutes and sterilized in the Sterrad NX system of Johnson & Johnson (USA) for 45 minutes. Sterility persists for 1 year. The powder is used to fill bone cavities.

Для получения заявляемого материала в виде гранул, в базовую композицию добавляют растворитель дихлорметан или хлороформ, смесь перемешивают с использованием верхнеприводной трехлопастной мешалкой «Heipolph RZR1» (Германия) в течение 5 мин при скорости перемешивания 300 об/мин. Стеклянную емкость с полученной смесью помещают на магнитную мешалку ММ-3 для обеспечения постоянного перемешивания смеси. С помощью насоса-дозатора через систему силиконовых шлангов и иглы размером 10-20 G смесь подают в осадительную ванну с изопропанолом (высота слоя осадителя 200 мм). Капли смеси при прохождении через слой осадителя формируются в гранулы. Полученные гранулы собирают фильтрованием и высушивают при комнатной температуре в боксе-ламинаре. В зависимости от размера иглы и скорости подачи композиции в осадитель получают гранулы диаметром от 1,4 до 2,8 мм (фиг.1). Сухие гранулы затаривают и стерилизуют. Полученный таким способом хирургический материал используют для заполнения костных полостей, в том числе после удаления опухолей.To obtain the claimed material in the form of granules, a dichloromethane or chloroform solvent is added to the base composition, the mixture is mixed using a Heipolph RZR1 top drive three-blade mixer (Germany) for 5 minutes at a stirring speed of 300 rpm. A glass container with the resulting mixture is placed on an MM-3 magnetic stirrer to ensure constant mixing of the mixture. Using a metering pump through a system of silicone hoses and needles with a size of 10-20 G, the mixture is fed into a precipitation bath with isopropanol (the height of the precipitating layer is 200 mm). Drops of the mixture when passing through the precipitator layer are formed into granules. The granules obtained are collected by filtration and dried at room temperature in a laminar box. Depending on the size of the needle and the feed rate of the composition into the precipitant, granules with a diameter of 1.4 to 2.8 mm are obtained (FIG. 1). Dry granules are packaged and sterilized. The surgical material obtained in this way is used to fill bone cavities, including after removal of tumors.

Для получения хирургического материала в виде объемной плотной керамики базовую композицию хирургического материала после тщательного перемешивания прессуют при комнатной температуре на автоматическом прессе AutoPellet 3887/4387 "Carver" (США) при давлении 120 кгс/м² и далее проводят формование при комнатной температуре под давлением (120 кгс/см²). Применение механических методов обработки заявляемого материала позволяет получать хирургический материал в виде объемной плотной керамики, что дает возможность формировать в ней отверстия, резьбу, бороздки и т.п. (фиг.2а).To obtain surgical material in the form of solid bulk ceramics, the basic composition of the surgical material after thorough mixing is pressed at room temperature on an automatic press AutoPellet 3887/4387 Carver (USA) at a pressure of 120 kgf / m ² and then molding is carried out at room temperature under pressure ( 120 kgf / cm ² ). The use of mechanical methods of processing the inventive material allows to obtain surgical material in the form of volumetric dense ceramics, which makes it possible to form holes, threads, grooves, etc. in it. (figa).

Хирургический материал в виде пленок и пластин получают экструзией из расплава базовой композиции при температуре плавления сополимера. Предварительно полимер гранулируют с использованием гранулятора фирмы BRABENDER (Германия), гранулят имеет размер 2,5-3,0×3,0 мм. Полученный гранулят смешивают с кальций фосфатными веществами и на лабораторном автономном мини-экструдере Е 19/25 D фирмы Brabender® (Германия), оборудованном винтом 19/25 D, 1-й зоной нагрева и 2-мя зонами нагрева/охлаждения при подаче воздуха 200 л/мин при давлении 0.5 бар, с резьбовым кольцом 2 ³/₄, 8 N, диаметром вала 19 мм, длиной вала 25 дюймов, щелевидной экструзионной головкой размером щели 0.1 до 10.0 мм, выполняют плавление гранулята и последующее экструдирование с получением гибких пленок и пластин (фиг.3). Пластины пригодны для получения из них различных форм, в том числе крепежных элементов, применяемых в травматологии (скобок, шпилек, штифтов, пластинок, заклепок и т.п.). Пленки используют в рамках метода направленной тканевой регенерации и в случае артрозированных суставов.Surgical material in the form of films and plates is obtained by melt extrusion of the base composition at the melting point of the copolymer. Preliminarily, the polymer is granulated using a granulator manufactured by BRABENDER (Germany), the granulate has a size of 2.5-3.0 × 3.0 mm. The granulate obtained is mixed with calcium phosphate and on a laboratory stand-alone mini-extruder E 19/25 D from Brabender® (Germany) equipped with a 19/25 D screw, 1 heating zone and 2 heating / cooling zones with air supply 200 l / min at a pressure of 0.5 bar, with a threaded collar 2 ^_3/4 8 N, shaft diameter of 19 mm, 25 inch shaft length, slit extrusion head size of the slit 0.1 to 10.0 mm, operate melting granulate and subsequent extrusion to obtain flexible films, and plates (figure 3). The plates are suitable for obtaining from them various forms, including fasteners used in traumatology (brackets, studs, pins, plates, rivets, etc.). Films are used in the framework of the method of directed tissue regeneration and in the case of arthrosized joints.

Состав хирургического материала по варианту 1 и его свойства приведены в таблице 1.The composition of the surgical material according to option 1 and its properties are shown in table 1.

ВАРИАНТ 2.OPTION 2.

Для придания хирургическому материалу для реконструкции дефектов костной ткани антимикробной активности к базовой композиции, содержащей мелкодисперсный порошок сополимера 3-ПГБ/3-ПГВ и мелкодисперсный порошок кальций фосфатных веществ (КФВ), при следующем соотношении компонентов в мас.%: сополимер от 65 до 89, кальций фосфатные вещества, суммарно от 10 до 30, в стерильных условиях добавляют антибиотик выбранный из группы, состоящей из тиенама, гентамицина, сульперазона и рубомицина, в количестве от 1 до 5 мас.%. При этом кальций фосфатные вещества содержат гидроксиапатит (ГА) и трикальций фосфат (ТКФ), доля ГА в материале составляет от 10 до 25%, ТКФ - от 0 до 15%.To impart antimicrobial activity to the surgical material for the reconstruction of bone defects to a base composition containing finely dispersed powder of 3-PHB / 3-PGV copolymer and finely divided powder of calcium phosphate substances (CFV), with the following ratio of components in wt.%: Copolymer from 65 to 89 , calcium phosphate substances, in total from 10 to 30, in sterile conditions add an antibiotic selected from the group consisting of thienam, gentamicin, sulperazone and rubomycin, in an amount of from 1 to 5 wt.%. In this case, calcium phosphate substances contain hydroxyapatite (HA) and tricalcium phosphate (TCF), the proportion of HA in the material is from 10 to 25%, TCF - from 0 to 15%.

Заявляемый хирургический материал по варианту 2 получают также разными способами (описанными выше в варианте 1) и представлен он в различном виде (порошка, объемных матриксов, гибких пленок и пластин).The inventive surgical material according to option 2 is also obtained in different ways (described above in option 1) and it is presented in various forms (powder, bulk matrices, flexible films and plates).

Физико-механические характеристики заявляемого хирургического материала регистрируют на универсальной электромеханической испытательной машине Инстрон 5565,5 KN (Великобритания). Зарегистрированные показатели прочности для материала различного вида составляют 40-70 МПа, и краевой угол смачивания водой (КУС) от 28 до 60°.Physico-mechanical characteristics of the claimed surgical material are recorded on a universal electromechanical testing machine Instron 5565.5 KN (UK). The registered strength indicators for various types of material are 40-70 MPa, and the contact angle with water (KUS) from 28 to 60 °.

Состав хирургического материала по варианту 2 и его свойства приведены в таблице 2.The composition of the surgical material according to option 2 and its properties are shown in table 2.

Из заявляемого хирургического материала получают плотные и пористые объемные матриксы, конструкции и эндопротезы различной геометрии и размеров (прямоугольные, округлые, квадратные, в виде шпилек, лопаточек, шурупов и винтов) с использованием пресс-форм различных типов и с применением технологии механической обработки изделий (фиг.1). Хирургический материал предназначен для заполнения дефектов костной ткани и ускорения процессов репаративного остеогенеза после различных травм, больших костных секвестров, в том числе после удаления опухолей.Dense and porous volumetric matrices, structures and endoprostheses of various geometries and sizes (rectangular, round, square, in the form of hairpins, spatulas, screws and screws) are obtained from the claimed surgical material using various types of molds and using the technology of mechanical processing of products ( figure 1). Surgical material is intended to fill bone defects and accelerate the processes of reparative osteogenesis after various injuries, large bone sequestration, including after removal of tumors.

Для определения антимикробной активности хирургического материала, содержащего антибиотик, в качестве тест-организмов используют культуру стафилококка (Staphylococcus citreus), которую засевают в чашки Петри на плотную агаризованную среду. На поверхности среды после засева микроорганизмов размещают диски (d=1 см) из заявляемого хирургического материала, содержащего антибиотические вещества. Антимикробная активность материала оценивается по величине зоны отсутствия роста тест-организмов на плотной среде (таблица 2).To determine the antimicrobial activity of surgical material containing an antibiotic, a culture of staphylococcus (Staphylococcus citreus), which is seeded in Petri dishes on a dense agar medium, is used as test organisms. On the surface of the medium after inoculation of microorganisms, discs (d = 1 cm) from the inventive surgical material containing antibiotic substances are placed. The antimicrobial activity of the material is estimated by the size of the zone of lack of growth of test organisms in a dense medium (table 2).

Медико-биологические исследования:Biomedical research:

Для оценки остеогенного потенциала разработанного хирургического материала проведен эксперимент на половозрелых крысах-самках линии «Вистар» с исходной массой 250-270 г. Животных содержали в виварии на стандартном рационе, руководствуясь инструкцией «Использование животных в космической биологии и медицине» и «Правилами проведения работ с экспериментальными животными». Использовано 90 животных, которые были разделены на 3 группы (по 30 животных в каждой группе): в первой группе использован материал, содержащий (на 100 г): 65 г сополимера 3-ПГБ/3-ПГВ, 20 г ГА и 15 г ТКФ; во второй экспериментальной группе использован материал, содержащий (на 100 г): 75 г сополимера 3-ПГБ/3-ПГВ, 24.99 г ГА, и перед имплантацией в материал введен раствор рекомбинантного костного морфогенетического белка МГБ-2 в количестве 0.01 г (фирмы «ProSpec-Tany TechnoGene Ltd», Израиль). Третья группа - контроль (регенерация дефекта без материала, под кровяным сгустком).To assess the osteogenic potential of the developed surgical material, an experiment was conducted on sexually mature Wistar female rats with an initial weight of 250-270 g. The animals were kept in a vivarium on a standard diet, guided by the instructions “Use of animals in space biology and medicine” and “Rules of work with experimental animals. " 90 animals were used, which were divided into 3 groups (30 animals in each group): the first group used material containing (per 100 g): 65 g of 3-PHB / 3-PGV copolymer, 20 g of HA and 15 g of TCP ; in the second experimental group, a material was used containing (per 100 g): 75 g of a 3-PHB / 3-PGV copolymer, 24.99 g of HA, and a 0.01 g recombinant bone morphogenetic protein MGB-2 solution was introduced into the material before implantation (company " ProSpec-Tany TechnoGene Ltd ”, Israel). The third group is control (regeneration of a defect without material, under a blood clot).

Область для формирования дефекта выбрана с учетом известных данных о том, что наиболее оптимальной моделью у крыс, позволяющей корректно оценить эффективность влияния на репаративный остеогенез имплантатов из различных материалов, является дефект метаэпифизарной зоны большеберцовой кости диаметром от 1,5 до 3,0 мм и глубиной от 1,0 до 3,5 мм [Uemura Т., Dong Y., Wang Y., Kojima H. Et al. Transplantation of cultured bone calls using combinations of scaffolds and culture techniques. Biomaterials. 2003; 24: 2277-2286]. Для формирования дефекта костной ткани у животных под ингаляционным наркозом в области эпифиза большеберцовой кости в верхней трети правой голени с помощью остеотома диаметром 2,5 мм при постоянном охлаждении физиологическим раствором создавали дефекты диаметром 3,0 мм и глубиной 2-2,5 мм. После этого проводили послойное ушивание послеоперационной раны. В ходе эксперимента анализировали общее состояние животных, опороспособность оперированной конечности, состояние тканей в месте операции. На сроках 14, 30 и 90 сутки после операции животных выводили из опыта летальной дозой наркоза. Выделяли бедренную кость, визуально оценивали область костного дефекта. Морфологические исследования выполнены общепринятыми методами, участок костной ткани с исследуемыми имплантатами фиксировали в 10%-ом растворе нейтрального формалина. После декальцинации препаратов раствором «Трилона-Б» готовили гистологические срезы (толщиной 5-10 мкм), которые окрашивали гематоксилин-эозином. Морфологические исследования проводили с применением поляризационного микроскопа в проходящем свете Axioskop 40 Pol. (Karl Zeiss) с цифровой фотокамерой AxioCam MRc-5. С использованием Image Analysis System «Carl Zeis» (Германия) проводили анализ изображений и морфометрические исследования срезов для морфометрических исследований структуры костной ткани в месте дефекта, оценки состояния и динамики резорбции материала имплантатов. Состояние новообразованной костной ткани в местах экспериментальных дефектов оценивали по результатам замеров плотности костной ткани с использованием компьютерной рентгенографии (установка «Kodak Trophy IRIX-70»), обработку результатов проводили с помощью сервисной программы «Trophy 4», удельную плотность костной ткани выражали в относительных единицах Trophy - tr). Рассчитывали удельную плотность костной ткани и темп изменения плотности в двух зонах дефекта: зона №1 - область центра имплантированного материала, зона №2 - краевая зона (в пределах 0,5-1 мм от границы «имплантат-кость» со стороны имплантата). Определение остаточного содержания материала имплантатов в месте дефекта проводили модифицированным морфометрическим методом В.П.Яценко [Яценко В.П., Кабак К.С., Терещенко Т.Л., Коломийцев А.К. // В кн. Морфологические и биохимические аспекты биодеструкции полимеров. Киев: Наукова думка. - 1986. - С.73-89].The region for defect formation was selected taking into account the known data that the most optimal model in rats, which allows one to correctly assess the effectiveness of the impact on reparative osteogenesis of implants from various materials, is a defect in the metaepiphyseal area of the tibia with a diameter of 1.5 to 3.0 mm and a depth 1.0 to 3.5 mm [Uemura T., Dong Y., Wang Y., Kojima H. Et al. Transplantation of cultured bone calls using combinations of scaffolds and culture techniques. Biomaterials. 2003; 24: 2277-2286]. To form a bone defect in animals under inhalation anesthesia in the tibial epiphysis in the upper third of the right tibia using an osteotome with a diameter of 2.5 mm with constant cooling with saline, created defects with a diameter of 3.0 mm and a depth of 2-2.5 mm After this, layered suturing of the postoperative wound was performed. During the experiment, the general condition of the animals, the support ability of the operated limb, and the condition of the tissues at the site of the operation were analyzed. On the dates 14, 30 and 90 days after the operation, the animals were removed from the experiment with a lethal dose of anesthesia. The femur was isolated, and the area of the bone defect was visually evaluated. Morphological studies were performed by generally accepted methods; a bone tissue site with the studied implants was fixed in a 10% solution of neutral formalin. After decalcification of the preparations with Trilon-B solution, histological sections (5-10 μm thick) were prepared, which were stained with hematoxylin-eosin. Morphological studies were carried out using a polarizing microscope in transmitted light Axioskop 40 Pol. (Karl Zeiss) with an AxioCam MRc-5 digital camera. Using the Image Analysis System “Carl Zeis” (Germany), we performed image analysis and morphometric studies of sections for morphometric studies of the structure of bone tissue at the site of the defect, assessing the state and dynamics of resorption of the material of the implants. The state of the newly formed bone tissue at the sites of experimental defects was assessed by measuring bone density using computer x-ray (Kodak Trophy IRIX-70 setup), processing the results was performed using the Trophy 4 service program, bone specific gravity was expressed in relative units Trophy - tr). The specific density of bone tissue and the rate of change in density in two zones of the defect were calculated: zone No. 1 — the region of the center of the implanted material, zone No. 2 — the marginal zone (within 0.5–1 mm from the implant-bone border from the side of the implant). The residual content of the implant material at the defect site was determined using a modified morphometric method of V.P. Yatsenko [Yatsenko V.P., Kabak KS, Tereshchenko T.L., Kolomiytsev A.K. // In the book. Morphological and biochemical aspects of biodegradation of polymers. Kiev: Naukova Dumka. - 1986. - S. 73-89].

Все животные во всех группах через 7-8 дней могли нагружать оперированную конечность в полном объеме. На всех сроках наблюдения имплантированный хирургический материал находился в месте костного дефекта. Заживление костных дефектов у животных протекало по общим закономерностям, включая фазы посттравматических изменений тканевых элементов, регенерации и адаптивной ремодуляции. В зависимости от состава материала выявлены некоторые отличия в течение репаративного остеогенеза.All animals in all groups after 7-8 days could load the operated limb in full. At all follow-up periods, the implanted surgical material was located at the site of the bone defect. The healing of bone defects in animals proceeded according to general laws, including the phases of post-traumatic changes in tissue elements, regeneration, and adaptive remodulation. Depending on the composition of the material, some differences were identified during reparative osteogenesis.

При использовании для заполнения костного дефекта хирургического материала, содержащего (на 100 г): 65 г сополимера 3-ПГБ/3-ПГВ, 20 г ГА и 15 г ТКФ, через 14 дней эксперимента отмечены выраженные признаки окостенения с образованием костных пластинок, покрытых пролиферирующими остеогенными клетками и остеобластами, характеризующие интенсивный остеогенез (фиг.4а). Спустя 30 суток в месте имплантации материала отмечено активное образование костных пластинок с перестройкой в кортикальную кость (фиг.4б). В целом, гистологическая картина свидетельствовала о завершающемся остеогенезе и характеризовалась образованием компактной кости с четкими гаверсовыми системами, а также выраженной пролиферацией остеогенных клеток и остеобластов. К концу эксперимента (через 3 месяца) отмечена практически полностью сформированная компактная кость с гаверсовыми системами в месте дефекта, а также остаточные количества материалов имплантата, что свидетельствует о длительности процесса биоразрушения разработанного материала на основе сополимера 3-ПГБ/3-ПГВ.When using surgical material to fill in a bone defect containing (per 100 g): 65 g of 3-PHB / 3-PGV copolymer, 20 g of HA and 15 g of TCP, after 14 days of the experiment, pronounced signs of ossification with the formation of proliferating bone plates were noted osteogenic cells and osteoblasts characterizing intensive osteogenesis (figa). After 30 days at the site of implantation of the material, active formation of bone plates with restructuring into the cortical bone was noted (Fig. 4b). In general, the histological picture testified to the completion of osteogenesis and was characterized by the formation of a compact bone with clear haversian systems, as well as pronounced proliferation of osteogenic cells and osteoblasts. By the end of the experiment (after 3 months), a compact bone was almost completely formed with haversian systems at the defect site, as well as residual amounts of implant materials, which indicates the duration of the biodegradation process of the developed material based on 3-PHB / 3-PGV copolymer.

Регенерация кости в присутствии в материале имплантата морфогенетического белка кости происходила активнее. Так, уже на 14 сутки в месте имплантации материала, содержащего (на 100 г): 75 г сополимера 3-ПГБ/3-ПГВ и 24.990 г ГА, в который перед имплантацией было введено 0.01 г костного морфогенетического белка (ПГА/МГБ-2), зафиксирована перихондральная оссификация, наряду с признаками энхондрального окостенения, характеризующегося образованием остеоида в области дезорганизации хрящевой ткани (фиг.5а), а также интрамембранозной оссификацией, которая нарастала в ходе эксперимента. Через 1 месяц в зоне дефекта в месте введения материала отмечено активное формирование компактной кости, что подтверждалось наличием остеонов с четкими линиями цементации (фиг.5б). В отдельных участках исследуемых препаратов наблюдали разрастание остеогенной ткани вокруг материала с пролиферацией остеобластов и образованием остеоида. Гистологическая картина в месте имплантации через 3 месяца свидетельствовала о завершенности остеогенеза, реконструкции и перестройки костной ткани с образованием зрелой компактной кости (фиг.5в). В препарате также присутствовали включения неразрушенного имплантата.Bone regeneration in the presence of morphogenetic bone protein in the implant material was more active. So, already on the 14th day at the implantation site of a material containing (per 100 g): 75 g of a copolymer of 3-PHB / 3-PGV and 24.990 g of HA, into which 0.01 g of bone morphogenetic protein (PHA / MGB-2 was introduced before implantation) ), perichondral ossification was recorded, along with signs of enchondral ossification, characterized by the formation of an osteoid in the area of cartilage disorganization (Fig. 5a), as well as intramembranous ossification, which increased during the experiment. After 1 month, active formation of a compact bone was noted in the defect area at the injection site, which was confirmed by the presence of osteons with clear cementation lines (Fig. 5b). In some areas of the studied preparations, osteogenic tissue overgrowth was observed around the material with the proliferation of osteoblasts and the formation of an osteoid. The histological picture at the implantation site after 3 months indicated the completeness of osteogenesis, reconstruction and reconstruction of bone tissue with the formation of mature compact bone (Fig.5c). The preparation also included inclusions of the non-destroyed implant.

Для сравнительной оценки эффективности остеогенеза в местах дефекта костной ткани с использованием разработанного хирургического материала проведена компьютерная рентгенография препаратов (таблица 3), из данных которой видно, что регенерация костного дефекта с образованием более плотной костной ткани через 3 месяца была выше, после применения заявляемого хирургического материала, по сравнению с процессом репаративного остеогенеза, протекающего под сгустком крови без материала (контроль). Эти отличия оказались сходными как для зоны, расположенной в центре дефекта, так и для зоны на границе «имплантат-кость». Темп прироста плотности новообразованной костной ткани при имплантации в зону экспериментальных дефектов материала на основе сополимера 3-ПГБ/3-ПГВ и кальций фосфатных веществ был достоверно выше в обеих зонах наблюдения по сравнению с реконструкцией дефекта без материала (под кровяным сгустком), даже без применения стимулятора остеогенеза в виде костного морфогенетического белка. Перечисленное выше подтверждает, что заявляемый хирургический материал обладает выраженными остеопластическими свойствами и обеспечивает оптимальное течение репаративного остеогенеза.To comparatively evaluate the effectiveness of osteogenesis in places of bone tissue defect using the developed surgical material, a computer x-ray of the preparations was carried out (table 3), from the data of which it can be seen that the regeneration of the bone defect with the formation of denser bone tissue was 3 months higher after the application of the claimed surgical material , compared with the process of reparative osteogenesis occurring under a blood clot without material (control). These differences turned out to be similar both for the zone located in the center of the defect and for the zone at the implant-bone border. The rate of increase in the density of newly formed bone tissue upon implantation into the experimental defect zone of a material based on a 3-PHB / 3-PGV copolymer and calcium phosphate substances was significantly higher in both observation zones compared with the reconstruction of a defect without material (under a blood clot), even without osteogenesis stimulator in the form of bone morphogenetic protein. The above confirms that the claimed surgical material has pronounced osteoplastic properties and provides an optimal course of reparative osteogenesis.

Заявляемый хирургический материал предназначен для реконструкции поврежденных твердых тканей, для направленной регенерации тканей, в качестве:The inventive surgical material is intended for the reconstruction of damaged hard tissues, for targeted tissue regeneration, as:

- остеозамещающих имплантатов и устройств,- osteoplastic implants and devices,

- в качестве ортопедических приспособлений,- as orthopedic appliances,

- костных цементов,- bone cements,

- а также матрикса для депонирования и доставки лекарственных средств.- as well as a matrix for the deposit and delivery of drugs.

Таблица 3Table 3 Удельная плотность костной ткани в области экспериментальных дефектов, заполненных имплантатами из хирургического материала на основе сополимера 3-ПГБ/3-ПГВ и кальций фосфатных веществ (tr/мм), в различных зонах модельного дефекта в динамике наблюдения.The specific density of bone tissue in the area of experimental defects filled with implants made of surgical material based on a copolymer of 3-PHB / 3-PGV and calcium phosphate substances (tr / mm) in different zones of the model defect in the dynamics of observation. Группы животныхGroups of animals Периоды (сроки) наблюдения:Periods (terms) of observation: интактнаяintact I - 14 сутокI - 14 days II - 30 сутокII - 30 days III - 90 сутокIII - 90 days Зона №1 - область центра имплантированного материалаZone No. 1 - the center area of the implanted material (без материала, под кровяным сгустком)(without material, under a blood clot) 108,1±5,8108.1 ± 5.8 110,3±7,4110.3 ± 7.4 113,4±6,8113.4 ± 6.8 125,4±5,6#125.4 ± 5.6 # (сополимер+ГА+ТКФ+65+20+15 (г)(copolymer + GA + TKF + 65 + 20 + 15 (g) 110,2±4,6110.2 ± 4.6 112,3±5,2112.3 ± 5.2 117,5±5,6117.5 ± 5.6 131,4±4,8##131.4 ± 4.8 ## (сополимер+ГА+МГБ)-75+24.990 (г)+0.010 (г) КМБ(copolymer + GA + MGB) -75 + 24.990 (g) +0.010 (g) KMB 113,1±5,2113.1 ± 5.2 115,6±4,9115.6 ± 4.9 120,6±6,7120.6 ± 6.7 135,7±4,7###135.7 ± 4.7 ### Зона №2 - краевая зона (в пределах 0,5-1,0 мм от границы «материал - кость» со стороны имплантированного материала).Zone No. 2 - the marginal zone (within 0.5-1.0 mm from the border "material - bone" from the side of the implanted material). (без материала, под кровяным сгустком)(without material, under a blood clot) 108,4±4,8108.4 ± 4.8 112,6±6,0112.6 ± 6.0 119,7±6,2119.7 ± 6.2 128,2±5,1##128.2 ± 5.1 ## (сополимер+ГА+ТКФ+65+20+15 (г)(copolymer + GA + TKF + 65 + 20 + 15 (g) 110,6±4,3110.6 ± 4.3 116,1±5,0116.1 ± 5.0 124,7±5,7124.7 ± 5.7 134,2±4,4###134.2 ± 4.4 ### (сополимер+ГА+МГБ)=75+24.990 (г)+0.010 (г) КМБ(copolymer + GA + MGB) = 75 + 24.990 (g) +0.010 (g) KMB 114,1±4,9114.1 ± 4.9 119,4±5,4119.4 ± 5.4 127,7±6,1127.7 ± 6.1 136,3±3,3###136.3 ± 3.3 ### Условные обозначения: # - достоверность различий по сравнению с первым днем эксперимента при уровне достоверности различий р≤0,05, ## - при р≤0,01, ### - р≤0,001.Legend: # - significance of differences compared with the first day of the experiment at a level of significance of differences p≤0.05, ## - at p≤0.01, ### - p≤0.001.

Claims

1. Surgical material for the reconstruction of bone defects, including a biodegradable and biocompatible polymer and calcium phosphate substances, characterized in that as a biodegradable and biocompatible polymer contains a copolymer of 3-hydroxybutyrate and 3-hydroxyvalerate, in the following ratio, wt.%:
3-PHB / 3-PGV copolymer 65-90 calcium phosphate 10-35

2. The surgical material according to claim 1, characterized in that the calcium phosphate substances contain tricalcium phosphate and / or hydroxyappatite.

3. The surgical material according to claim 1, characterized in that the copolymer is dissolved in at least one solvent.

4. The surgical material according to claim 3, characterized in that the solvent is dichloromethane or chloroform.

5. The surgical material according to claim 1, characterized in that it further comprises pore-forming substances.

6. The surgical material according to claim 5, characterized in that as the pore-forming substances using sodium chloride or crystalline sucrose with a crystal size of from 400 to 600 microns.

7. The surgical material according to claim 1, characterized in that it further comprises an ultra-thin fiber of 3-PHB / 3-PGV.

8. The surgical material according to claim 1, characterized in that it further comprises bone morphogenetic proteins.

9. The surgical material according to claim 1, characterized in that it is made in the form of powder or granules.

10. The surgical material according to claim 1, characterized in that it is made in the form of volumetric dense or volumetric porous ceramics.

11. The surgical material according to claim 1, characterized in that it is made in the form of a film or plate.

12. Surgical material for the reconstruction of bone defects, including a biodegradable and biocompatible polymer, calcium phosphate substances and an antibiotic, characterized in that as a biodegradable and biocompatible polymer contains a copolymer of 3-hydroxybutyrate and 3-hydroxyvalerate, and the antibiotic is selected from the group consisting of thienam, gentamicin, sulperazone and rubomycin in the following ratio of components, wt.%:
3-PHB / 3-PGV copolymer 65-89 calcium phosphate 10-35 antibiotic 1-5

13. The surgical material according to item 12, wherein the calcium phosphate substances contain tricalcium phosphate and / or hydroxyapatite.

14. The surgical material according to item 12, wherein the copolymer is dissolved in at least one solvent.

15. The surgical material of claim 14, wherein the solvent is dichloromethane or chloroform.

16. The surgical material according to item 12, characterized in that it further comprises pore-forming substances.

17. The surgical material according to clause 16, characterized in that as the pore-forming substances using sodium chloride or crystalline sucrose with a crystal size of from 400 to 600 microns.

18. The surgical material according to item 12, characterized in that it further comprises an ultra-thin fiber of 3-PHB / 3-PGV.

19. The surgical material according to item 12, characterized in that it is made in the form of a powder.

20. The surgical material according to item 12, characterized in that it is made in the form of volumetric dense ceramics or bulk porous ceramics.

21. The surgical material according to item 12, characterized in that it is made in the form of a film or plate.