RU2647609C1 - Композиционное полимерное раневое покрытие на основе нановолокон - Google Patents
Композиционное полимерное раневое покрытие на основе нановолокон Download PDFInfo
- Publication number
- RU2647609C1 RU2647609C1 RU2017117505A RU2017117505A RU2647609C1 RU 2647609 C1 RU2647609 C1 RU 2647609C1 RU 2017117505 A RU2017117505 A RU 2017117505A RU 2017117505 A RU2017117505 A RU 2017117505A RU 2647609 C1 RU2647609 C1 RU 2647609C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- wound
- nanofibers
- resorbable
- chitosan
- layer
- Prior art date
Links
- 239000002121 nanofiber Substances 0.000 title claims abstract description 56
- 239000002131 composite material Substances 0.000 title claims abstract description 29
- 238000000576 coating method Methods 0.000 title claims abstract description 27
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 title claims abstract description 19
- 239000000463 material Substances 0.000 claims abstract description 46
- 229920001661 Chitosan Polymers 0.000 claims abstract description 42
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 claims abstract description 37
- 239000011148 porous material Substances 0.000 claims abstract description 24
- 229920001297 Chitin nanofibril Polymers 0.000 claims abstract description 14
- 230000006196 deacetylation Effects 0.000 claims abstract description 9
- 238000003381 deacetylation reaction Methods 0.000 claims abstract description 9
- JBKVHLHDHHXQEQ-UHFFFAOYSA-N epsilon-caprolactam Chemical compound O=C1CCCCCN1 JBKVHLHDHHXQEQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims abstract description 8
- 229920001577 copolymer Polymers 0.000 claims abstract description 3
- 239000000945 filler Substances 0.000 claims abstract description 3
- 239000000178 monomer Substances 0.000 claims abstract description 3
- 125000004836 hexamethylene group Chemical group [H]C([H])([*:2])C([H])([H])C([H])([H])C([H])([H])C([H])([H])C([H])([H])[*:1] 0.000 claims description 2
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract description 6
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 abstract description 4
- 230000001413 cellular effect Effects 0.000 abstract description 2
- 229920002521 macromolecule Polymers 0.000 abstract description 2
- 230000001172 regenerating effect Effects 0.000 abstract description 2
- UFFRSDWQMJYQNE-UHFFFAOYSA-N 6-azaniumylhexylazanium;hexanedioate Chemical compound [NH3+]CCCCCC[NH3+].[O-]C(=O)CCCCC([O-])=O UFFRSDWQMJYQNE-UHFFFAOYSA-N 0.000 abstract 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract 1
- 231100000252 nontoxic Toxicity 0.000 abstract 1
- 230000003000 nontoxic effect Effects 0.000 abstract 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 208000027418 Wounds and injury Diseases 0.000 description 101
- 206010052428 Wound Diseases 0.000 description 100
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 58
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 27
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 16
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 13
- 238000000034 method Methods 0.000 description 13
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 8
- 125000001931 aliphatic group Chemical group 0.000 description 7
- 238000001523 electrospinning Methods 0.000 description 7
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 6
- 238000005469 granulation Methods 0.000 description 6
- 230000003179 granulation Effects 0.000 description 6
- 230000008569 process Effects 0.000 description 6
- 229920002101 Chitin Polymers 0.000 description 5
- 230000035876 healing Effects 0.000 description 5
- 230000003902 lesion Effects 0.000 description 5
- 239000011259 mixed solution Substances 0.000 description 5
- 239000002904 solvent Substances 0.000 description 5
- 230000000844 anti-bacterial effect Effects 0.000 description 4
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 4
- BDAGIHXWWSANSR-UHFFFAOYSA-N methanoic acid Natural products OC=O BDAGIHXWWSANSR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 239000000843 powder Substances 0.000 description 4
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 4
- 230000035755 proliferation Effects 0.000 description 4
- 231100000075 skin burn Toxicity 0.000 description 4
- 210000000130 stem cell Anatomy 0.000 description 4
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 4
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 4
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 229920003171 Poly (ethylene oxide) Polymers 0.000 description 3
- 239000004372 Polyvinyl alcohol Substances 0.000 description 3
- 229920001222 biopolymer Polymers 0.000 description 3
- 230000033077 cellular process Effects 0.000 description 3
- 238000005323 electroforming Methods 0.000 description 3
- 229920001600 hydrophobic polymer Polymers 0.000 description 3
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 3
- 239000002609 medium Substances 0.000 description 3
- -1 polyethylene Polymers 0.000 description 3
- 229920002451 polyvinyl alcohol Polymers 0.000 description 3
- 210000001082 somatic cell Anatomy 0.000 description 3
- 229920003169 water-soluble polymer Polymers 0.000 description 3
- OSWFIVFLDKOXQC-UHFFFAOYSA-N 4-(3-methoxyphenyl)aniline Chemical compound COC1=CC=CC(C=2C=CC(N)=CC=2)=C1 OSWFIVFLDKOXQC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-N Acetic acid Chemical compound CC(O)=O QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- GVNWZKBFMFUVNX-UHFFFAOYSA-N Adipamide Chemical compound NC(=O)CCCCC(N)=O GVNWZKBFMFUVNX-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- CURLTUGMZLYLDI-UHFFFAOYSA-N Carbon dioxide Chemical compound O=C=O CURLTUGMZLYLDI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 102000008186 Collagen Human genes 0.000 description 2
- 108010035532 Collagen Proteins 0.000 description 2
- 229920001410 Microfiber Polymers 0.000 description 2
- 239000003513 alkali Substances 0.000 description 2
- 239000012736 aqueous medium Substances 0.000 description 2
- 238000006065 biodegradation reaction Methods 0.000 description 2
- 230000005587 bubbling Effects 0.000 description 2
- 229920001436 collagen Polymers 0.000 description 2
- 230000008021 deposition Effects 0.000 description 2
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 2
- 235000019253 formic acid Nutrition 0.000 description 2
- 238000004108 freeze drying Methods 0.000 description 2
- 239000000499 gel Substances 0.000 description 2
- 239000003292 glue Substances 0.000 description 2
- 239000000017 hydrogel Substances 0.000 description 2
- 229920001477 hydrophilic polymer Polymers 0.000 description 2
- 208000014674 injury Diseases 0.000 description 2
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 2
- 239000003658 microfiber Substances 0.000 description 2
- 239000002105 nanoparticle Substances 0.000 description 2
- 230000035699 permeability Effects 0.000 description 2
- 238000005191 phase separation Methods 0.000 description 2
- 229920000036 polyvinylpyrrolidone Polymers 0.000 description 2
- 239000001267 polyvinylpyrrolidone Substances 0.000 description 2
- 235000013855 polyvinylpyrrolidone Nutrition 0.000 description 2
- 238000012552 review Methods 0.000 description 2
- 102220240796 rs553605556 Human genes 0.000 description 2
- 230000008961 swelling Effects 0.000 description 2
- KIUKXJAPPMFGSW-DNGZLQJQSA-N (2S,3S,4S,5R,6R)-6-[(2S,3R,4R,5S,6R)-3-Acetamido-2-[(2S,3S,4R,5R,6R)-6-[(2R,3R,4R,5S,6R)-3-acetamido-2,5-dihydroxy-6-(hydroxymethyl)oxan-4-yl]oxy-2-carboxy-4,5-dihydroxyoxan-3-yl]oxy-5-hydroxy-6-(hydroxymethyl)oxan-4-yl]oxy-3,4,5-trihydroxyoxane-2-carboxylic acid Chemical compound CC(=O)N[C@H]1[C@H](O)O[C@H](CO)[C@@H](O)[C@@H]1O[C@H]1[C@H](O)[C@@H](O)[C@H](O[C@H]2[C@@H]([C@@H](O[C@H]3[C@@H]([C@@H](O)[C@H](O)[C@H](O3)C(O)=O)O)[C@H](O)[C@@H](CO)O2)NC(C)=O)[C@@H](C(O)=O)O1 KIUKXJAPPMFGSW-DNGZLQJQSA-N 0.000 description 1
- CQVWXNBVRLKXPE-UHFFFAOYSA-N 2-octyl cyanoacrylate Chemical compound CCCCCCC(C)OC(=O)C(=C)C#N CQVWXNBVRLKXPE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- LLLVZDVNHNWSDS-UHFFFAOYSA-N 4-methylidene-3,5-dioxabicyclo[5.2.2]undeca-1(9),7,10-triene-2,6-dione Chemical compound C1(C2=CC=C(C(=O)OC(=C)O1)C=C2)=O LLLVZDVNHNWSDS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 206010002091 Anaesthesia Diseases 0.000 description 1
- 208000032544 Cicatrix Diseases 0.000 description 1
- 229920001651 Cyanoacrylate Polymers 0.000 description 1
- 102000004190 Enzymes Human genes 0.000 description 1
- 108090000790 Enzymes Proteins 0.000 description 1
- LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N Ethanol Chemical compound CCO LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- AEMRFAOFKBGASW-UHFFFAOYSA-N Glycolic acid Polymers OCC(O)=O AEMRFAOFKBGASW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- ZUKLFFYDSALIQW-MSUKCBDUSA-N Iridoid glycoside Chemical compound [H][C@]12CC[C@H](C(O)=O)[C@@]1([H])[C@H](OC1O[C@H](CO)[C@@H](O)[C@H](O)[C@H]1O)OC=C2 ZUKLFFYDSALIQW-MSUKCBDUSA-N 0.000 description 1
- OVRNDRQMDRJTHS-FMDGEEDCSA-N N-acetyl-beta-D-glucosamine Chemical compound CC(=O)N[C@H]1[C@H](O)O[C@H](CO)[C@@H](O)[C@@H]1O OVRNDRQMDRJTHS-FMDGEEDCSA-N 0.000 description 1
- 239000004952 Polyamide Substances 0.000 description 1
- 239000004698 Polyethylene Substances 0.000 description 1
- 229920000954 Polyglycolide Polymers 0.000 description 1
- 241000700159 Rattus Species 0.000 description 1
- 241000219793 Trifolium Species 0.000 description 1
- 229960000583 acetic acid Drugs 0.000 description 1
- 239000002253 acid Substances 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 239000000654 additive Substances 0.000 description 1
- 230000037005 anaesthesia Effects 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 210000001557 animal structure Anatomy 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 239000000010 aprotic solvent Substances 0.000 description 1
- 229920000249 biocompatible polymer Polymers 0.000 description 1
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 1
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 1
- 239000001569 carbon dioxide Substances 0.000 description 1
- 229910002092 carbon dioxide Inorganic materials 0.000 description 1
- 210000003850 cellular structure Anatomy 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 239000011247 coating layer Substances 0.000 description 1
- 238000012790 confirmation Methods 0.000 description 1
- 231100000433 cytotoxic Toxicity 0.000 description 1
- 230000001472 cytotoxic effect Effects 0.000 description 1
- 231100000135 cytotoxicity Toxicity 0.000 description 1
- 230000003013 cytotoxicity Effects 0.000 description 1
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 1
- 230000032798 delamination Effects 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 230000018109 developmental process Effects 0.000 description 1
- 230000004069 differentiation Effects 0.000 description 1
- 238000004090 dissolution Methods 0.000 description 1
- 230000002526 effect on cardiovascular system Effects 0.000 description 1
- 238000005530 etching Methods 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 210000000416 exudates and transudate Anatomy 0.000 description 1
- 210000003195 fascia Anatomy 0.000 description 1
- AZKVWQKMDGGDSV-UHFFFAOYSA-N genipin Natural products COC(=O)C1=COC(O)C2C(CO)=CCC12 AZKVWQKMDGGDSV-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000012362 glacial acetic acid Substances 0.000 description 1
- 229920002674 hyaluronan Polymers 0.000 description 1
- 229960003160 hyaluronic acid Drugs 0.000 description 1
- XMBWDFGMSWQBCA-UHFFFAOYSA-N hydrogen iodide Chemical compound I XMBWDFGMSWQBCA-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000002209 hydrophobic effect Effects 0.000 description 1
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 1
- 239000012535 impurity Substances 0.000 description 1
- 238000011065 in-situ storage Methods 0.000 description 1
- 208000015181 infectious disease Diseases 0.000 description 1
- 230000002458 infectious effect Effects 0.000 description 1
- 230000004054 inflammatory process Effects 0.000 description 1
- 238000011835 investigation Methods 0.000 description 1
- 238000010884 ion-beam technique Methods 0.000 description 1
- 230000005865 ionizing radiation Effects 0.000 description 1
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 1
- 229930182489 iridoid glycoside Natural products 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 210000002540 macrophage Anatomy 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 238000001000 micrograph Methods 0.000 description 1
- 238000002156 mixing Methods 0.000 description 1
- 229950006780 n-acetylglucosamine Drugs 0.000 description 1
- 238000004806 packaging method and process Methods 0.000 description 1
- 239000002245 particle Substances 0.000 description 1
- 230000001717 pathogenic effect Effects 0.000 description 1
- 229920000747 poly(lactic acid) Polymers 0.000 description 1
- 229920002239 polyacrylonitrile Polymers 0.000 description 1
- 229920002647 polyamide Polymers 0.000 description 1
- 229920000573 polyethylene Polymers 0.000 description 1
- 229920005594 polymer fiber Polymers 0.000 description 1
- 239000002861 polymer material Substances 0.000 description 1
- 238000004321 preservation Methods 0.000 description 1
- 230000002062 proliferating effect Effects 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 231100000241 scar Toxicity 0.000 description 1
- 230000037387 scars Effects 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 231100000444 skin lesion Toxicity 0.000 description 1
- 206010040882 skin lesion Diseases 0.000 description 1
- 230000001954 sterilising effect Effects 0.000 description 1
- 238000004659 sterilization and disinfection Methods 0.000 description 1
- 238000003756 stirring Methods 0.000 description 1
- DKVBOUDTNWVDEP-NJCHZNEYSA-N teicoplanin aglycone Chemical compound N([C@H](C(N[C@@H](C1=CC(O)=CC(O)=C1C=1C(O)=CC=C2C=1)C(O)=O)=O)[C@H](O)C1=CC=C(C(=C1)Cl)OC=1C=C3C=C(C=1O)OC1=CC=C(C=C1Cl)C[C@H](C(=O)N1)NC([C@H](N)C=4C=C(O5)C(O)=CC=4)=O)C(=O)[C@@H]2NC(=O)[C@@H]3NC(=O)[C@@H]1C1=CC5=CC(O)=C1 DKVBOUDTNWVDEP-NJCHZNEYSA-N 0.000 description 1
- 230000001225 therapeutic effect Effects 0.000 description 1
- 230000017423 tissue regeneration Effects 0.000 description 1
- 231100000331 toxic Toxicity 0.000 description 1
- 230000002588 toxic effect Effects 0.000 description 1
- 238000002054 transplantation Methods 0.000 description 1
- 230000008733 trauma Effects 0.000 description 1
- 238000009827 uniform distribution Methods 0.000 description 1
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 1
- 238000005303 weighing Methods 0.000 description 1
- 238000011706 wistar kyoto rat Methods 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F13/00—Bandages or dressings; Absorbent pads
- A61F13/15—Absorbent pads, e.g. sanitary towels, swabs or tampons for external or internal application to the body; Supporting or fastening means therefor; Tampon applicators
- A61F13/51—Absorbent pads, e.g. sanitary towels, swabs or tampons for external or internal application to the body; Supporting or fastening means therefor; Tampon applicators characterised by the outer layers
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
Abstract
Изобретение относится к химии высокомолекулярных соединений, а именно к композиционным полимерным раневым покрытиям на основе нановолокон. Изобретение предназначено для использования в медицине, ветеринарии и фармакологии в качестве раневых покрытий, в тканевой инженерии - в качестве матриц для клеточных технологий, а также в регенеративной медицине. Раневое покрытие состоит из двух слоев, верхний из которых представляет собой пористый пленочный материал с размером пор 10-1000 мкм, толщиной 0,1-1 мм, на основе нановолокон диаметром 0,1-1 мкм из нерезорбируемого сополимера ε-капролактама и гексаметилендиаминадипината с соотношением мономерных звеньев от 60:40 до 40:60 мас.%, а нижний предназначенный для непосредственного контакта с раной слой толщиной 0,1-1 мм с размером пор 10-500 мкм выполнен на основе композиционных нановолокон диаметром 0,1-0,5 мкм из резорбируемого полимера хитозана со степенью деацетилирования 70-95 %, молекулярной массой 150-400 кДа, содержащих в качестве наполнителя 0,1-30 мас.% резорбируемых нанофибрилл хитина с поперечным размером 15-20 нм и продольным 400-500 нм. Раневые покрытия биосовместимы, прочны и в то же время эластичны в биологически активных средах, обеспечивают паро- и газообмен при контакте с раневой поверхностью, атравматичны, прилегающий к ране слой подвергается полной биорезорбции в течение нескольких недель, продукты биорезорбции нетоксичны. 2 табл., 4 ил.
Description
Изобретение относится к химии высокомолекулярных соединений, точнее к композиционному полимерному раневому покрытию на основе нановолокон.
Изобретение предназначено для использования в медицине, ветеринарии и фармакологии в качестве раневых покрытий. Изобретение может найти применение в тканевой инженерии в качестве матриц для клеточных технологий, а также в регенеративной медицине.
Современные требования к материалам, используемым для лечения раневых поверхностей различной этиологии, а также к матрицам для тканевой инженерии сформулированы в монографии [Полимерные матрицы для тканевой инженерии. И.П. Добровольская, В.Е. Юдин, П.В. Попрядухин, Е.М. Иванькова. СПб.: Издательско-полиграфическая ассоциация университетов России. 2016. 224 с.]. Среди них:
- материал должен характеризоваться биосовместимостью, высокой пролиферативной активностью стволовых и соматических клеток на его поверхности;
- пористый пленочный материал должен обладать прочностными и эластическими характеристиками, позволяющими его использовать в качестве раневого покрытия в биологически активных средах;
- пористая структура должна обеспечивать паро- и газообмен в течение всего времени контакта с раневой поверхностью;
- снятие повязки не должно нарушать клеточную структуру, образовавшуюся в процессе грануляции и эпителизации раны (атравматичность покрытия);
- слой материала, непосредственно контактирующий с раневой поверхностью, должен подвергаться полной биорезорбции в живом организме в течение нескольких недель;
- продукты резорбции материала должны быть биосовместимы.
Известны пористые полимерные материалы, в той или иной степени удовлетворяющие указанному комплексу требований к раневым повязкам, например, на основе алифатических сополиамидов, полученные методом разделения фаз [I.P. Dobrovolskaya, P.V. Popryadukhin, V.E. Yudin, Е.М. Ivan'kova, V. Yu. Elokhovskiy, Z. Weishauptova, K. Balik. Structure and properties of porous films based on aliphatic copolyamide developed for cellular technologies. J. Mat. Sci.: Mat. Med. 2015. V. 26. P. 46], лиофилизацией раствора хитозана в уксусной кислоте [Е.М. Ivan'kova, I.P. Dobrovolskaya, P.V. Popryadukhin, A.E. Kryukov, V.E. Yudin, P. Morganti. In-situ cryo-SEM investigation of porous structure formation of chitosan sponges. Polym. Testing, 2016. V. 52. P. 41-45; Патент ЕР 1401352 B1, МПК A61F 2/00. Опубл. 23.03.2012], барботированием раствора хитозана воздухом или углекислым газом с последующей лиофилизацией [заявка US 2011/0274726 А1, МПК А61К 9/70, А61Р 17/02, А61Р 31/12. Опубл. 10.11.2011]. Для получения пористой структуры полимерные пленки из плиэтилентерефталата облучают α-частицами с последующим травлением их в щелочи [Г.Н. Флеров, B.C. Барашенков. Практические применения пучков тяжелых ионов, Успехи физических наук, 1974, т. 114, вып. 2, с. 361].
В процессе получения пористых пленочных материалов методом разделения фаз, а также облучением тяжелыми ионами поры имеют размеры 1-10 мкм. При барботировании раствора полимера и последующей его лиофилизации размер пор варьируется в широком диапазоне от микрометров до миллиметров. Вместе с тем, известно, что оптимальные размеры пор для эффективной адгезии и пролиферации стволовых и соматических клеток составляют 100-500 мкм. Именно такая пористая структура соответствует большинству тканей животных и человека, основой которых является каркас из коллагеновых волокон диаметром десятки-сотни нанометров. Только структура, максимально приближенная к нативной, обеспечит протекание клеточных процессов, паро- и газообмен, сможет изолировать раневую поверхность от патогенной внешней среды. Создание материала с такой структурой является важной технологической проблемой.
Способы получения раневых покрытий с использование гелей и порошков описаны в заявке [WO 2014065772 A1, МПК A61P17/02. Опубл. 01. 05. 2014] и в патенте [RU 2509091, МПК B82B 3/00. Опубл. 10.03.2014], где приводятся основные характеристики материалов на основе биорезорбируемого полимера - хитозана, который обладает бактерицидными свойствами, способствует процессам образования покровных тканей. Однако известные гели, пленки, губки и порошки на основе хитозана не обладают достаточными механической прочностью и эластичностью, которые необходимы для их эффективного использования в медицинской практике. Путем комбинации гидрогелевого препарата на основе хитозана (нижний слой, предназначенный для непосредственного контакта с раной) и пленки из хитозана, обработанной раствором щелочи (верхний слой), было получено двухслойное раневое покрытие [заявка WO 2014065772]. В этой же заявке описано трехслойное покрытие, которое получено комбинацией ксерогеля (нижний слой), перфорированной пленки из хитозана (верхний слой) и йодида хитозана (внутренний слой). Оказалось, что указанные материалы очень сложно снять с раневой поверхности, не нарушив клеточных процессов, сопровождающих грануляцию и эпителизацию раны. Вторым недостатком, ограничивающим их применение при лечении ран различной этиологии, является существенное снижение паро- и газопроницаемости материалов после их нанесения на раневую поверхность, так как в водных средах (кровь, эксудат) пористые губки, пленки и порошки из хитозана набухают ввиду высокой гидрофильности этого полимера.
Материалы на основе нановолокон, диаметр которых составляет десятки-сотни нанометров, характеризуются высокой пористостью, достигающей 90 об. %, с размером пор десятки-сотни микрометров [Schiffman J.D., Schauer C.L. A review: electrospinning of biopolymer nanofibers and their applications. Polymer Reviews. 2008. V. 48. P. 317-352]. Такие материалы могут быть использованы в тканевой инженерии. Поэтому, как следует из патента [RU 2568848, МПК A61F2/04. Опубл.20.11.2015] и статьи [Popryadukhin P.V., Popov G.I., Dobrovolskaya I.P., Yudin V.E., Vavilov V.N., Yukina G.Yu., Ivan’kova E.M., Lebedeva I.O. Vascular prostheses based on nanofibers from aliphatic copolyamide. J. Cardiovascular Engineering and Technology. 2016. V.7 №1. Р.78-86], материалы на основе нановолокон из биосовместимых полимеров используют в трансплантологии в качестве матриц для тканевой инженерии. Пленочные материалы на основе нановолокон могут быть использованы в качестве матриц для адгезии и эффективной пролиферации фиброфластов, формирования покровных тканей человека или животного.
В патенте [US 9198928, МПК A61K31/7008. Опубл. 01.12.2015] приводится описание раневых повязок на основе нановолокон из поли-N-ацетилглюкозамина и его производных, обладающих антибактериальными свойствами. Нановолокна длиной около 15 мкм и диаметром 0,005-0,7 мкм получали методом воздействия на исходный порошок или пленку ионизирующего излучения высокой мощности. Как следует из описания патента, материал обладает хорошими бактерицидными свойствами, однако не пригоден для атравматичных раневых покрытий, т.к. основной компонент повязки состоит из мелкодисперных волокон и не обеспечивает необходимых прочностных характеристик материала. Это препятствует замене или снятию покрытия с поверхности раны без нарушения образовавшейся клеточной структуры.
Изобретение, которое относится к способу получения растворов для формования биополимерных нановолокон из хитозана, описано в патенте [RU 2468129, МПК D01F4/00, A61L15/22, A61L15/28, опубл. 27.11.12]. В нем приведены условия получения биополимерных волокон и нетканых волокнисто-пористых материалов из хитозана методом электроформования, а также раневых повязок на их основе, предназначенных для лечения ран различной этиологии, которые позволяют ускорить процесс заживления, создать оптимальную среду для регенерации ткани, защитить рану от возникновения инфекционного процесса и травматизации, предотвратить образование грубых рубцов. Для получения нановолокон методом электроформования используют растворы хитозана, содержащие такие водорастворимые полимеры, как полиэтиленоксид (ПЭО), поливиниловый спирт (ПВС), поливинилпирролидон (ПВП). Указанные водорастворимые полимеры вводят в раствор хитозана в количестве до 30-40 мас.% для формирования волокнистых структур в электрическом поле высокого напряжения. Содержание этих полимеров в композиционных волокнах на основе хитозана уменьшает водостойкость пленочного материала, снижает прочность в водных средах, увеличивает набухание, что приводит к изменению пористой структуры, в частности, к частичному схлопыванию пор и как следствие, уменьшению паро- и газопроницаемости материала.
Пленки на основе нановолокон из биорезорбируемых полимеров обладают невысокими прочностными характеристиками, которые снижаются в активной биологической среде, содержащей ферменты и макрофаги, под действием которых происходит частичное или полное биоразложение материала при контакте с раневой поверхностью. Замена или снятие такой пленки с раны крайне сложно.
Известен патент [US 9101508, МПК B32B7/00. Опубл. 11.08.2015], в котором описано полимерное трехслойное раневое покрытие на основе нановолокон (устройство-прототип). Верхний слой покрытия состоит из нановолокон, полученных методом электроформования растворов гидрофобных полимеров, таких как полиакрилонитрил, полиамид, полилактид, полигликолид. Средний слой состоит из нановолокон на основе гидрофильных или гидрофобных полимеров, сшитых агликоном иридоидного гликозида природного происхождения - генипином (C11H14O5); слой содержит также экстракт донника. Нижний слой, предназначенный для непосредственного контакта с раневой поверхностью, сформован из растворов гидрофильных полимеров, таких как хитозан, ПЭО, ПВС, коллаген. Следует отметить, что для получения растворов гидрофобных полимеров, из которых формуют внешний слой покрытия, используют апротонные растворители и муравьиную кислоту высокой концентрации, что негативно сказывается на адгезии стволовых клеток и их пролиферации на таких покрытиях, т.к. указанные растворители цитотоксичны даже в следовых концентрациях. Слой, непосредственно контактирующий с раной, состоит из нановолокон гидрофильных водорастворимых полимеров, которые при контакте с активной биологической средой набухают и препятствуют газо- и парообмену, необходимым для нормального протекания процессов грануляции и эпителизации. Все приведенные в указанном патенте полимеры, используемые для формирования этого слоя, за исключением хитозана, не относятся к биорезорбируемым и, следовательно, они не могут активно способствовать процессам пролиферации и дифференцировки стволовых или соматических клеток, что приводит к недостаточной скорости заживления глубоких поражений покровной ткани человека или животного.
Следует отметить, что известные подходы к получению многослойных полимерных раневых покрытий на основе нановолокон сводятся к попыткам применения гидрофобных (верхний слой) и гидрофильных (нижний слой) полимеров, что, безусловно, приводит к улучшению функциональности раневых покрытий, однако не устраняет недостатков полимерных слоев, обусловленных их природой. Для верхнего слоя - это невозможность избавиться от следовых количеств растворителя и, следовательно, цитотоксичности, для нижнего слоя - чрезмерное набухание и, следовательно, нарушение газо- и парообмена.
Из уровня техники известен патент, полученный авторами изобретения ранее, в котором описан способ получения нановолокон из алифатического сополиамида [RU № 2447207 С1, МПК D01F6/80, B82B3/00. Опубл.10.04.2012]. Нановолокна получали методом электроформования растворов алифатического сополиамида в спирто-водной смеси. Пористый пленочный материал, полученный описанным способом, не может быть использован в качестве эффективного раневого покрытия, отвечающего требованиям, предъявляемым к таким материалам, т.к. не включает в свой состав биорезорбируемого полимера.
Известен также патент авторов изобретения [RU № 2568848 С1, МПК A61F2/06. Опубл. 22.10.2015], где описан трубчатый имплантат органов человека или животного, выполненный из нетканого пористого полимерного материала, сформированного из нано- и/или микроволокон диаметром 50-8000 нм из алифатического спирторастворимого сополиамида с внутренним диаметром трубки 0,2-40 мм, толщиной стенки 0,05-5 мм, диаметром пор 0,1-500 мкм. Известный материал может содержать в своем объеме нано- или микроволокна хитозана и хитина в качестве добавок биорезорбируемого полимера. Однако форма материала, в виде полых трубок различного диаметра, а также структура стенок трубок, в которых волокна расположены параллельно, или перпендикулярно оси трубки, или произвольно, или послойно с разными видами ориентации, не позволяет эти материалы использовать в качестве раневых покрытий для лечения поражений большой площади кожных покровов.
Таким образом, создание качественного полимерного раневого покрытия остается актуальной проблемой.
Технической проблемой заявляемого изобретения является создание эффективного раневого покрытия, которое характеризуется высокой скоростью заживления глубоких поражений покровной ткани человека или животного, определяемой по скорости уменьшения площади раневой поверхности.
Заявляемое раневое покрытие обладает следующей совокупностью существенных признаков: композиционное полимерное раневое покрытие на основе нановолокон, характеризующееся тем, что оно состоит из двух слоев, верхний из которых представляет собой пористый пленочный материал с размером пор 10-1000 мкм, толщиной 0,1-1 мм на основе нановолокон диаметром 0,1-1 мкм из нерезорбируемого сополимера ε-капролактама и гексаметилендиаминадипината с соотношением мономерных звеньев от 60:40 до 40:60 мас. %, а нижний слой, предназначенный для непосредственного контакта с раной, толщиной 0,1-1 мм с размером пор 10-500 мкм выполнен на основе композиционных нановолокон диаметром 0,1-0,5 мкм из резорбируемого полимера хитозана со степенью деацетилирования 70-95 %, молекулярной массой 150-400 кДа, содержащих в качестве наполнителя 0,1-30 мас. % резорбируемых нанофибрилл хитина с поперечным размером 15-20 нм и продольным 400-500 нм.
Совокупность существенных признаков заявляемого раневого покрытия обеспечивает получение технического результата - эффективности покрытия, в том числе характеризуемой высокой скоростью заживления глубоких поражений покровной ткани человека или животного. Эффективность раневого покрытия определяется следующим. Созданный материал обладает биосовместимостью, пористой структурой, которая сохраняет форму и размеры пор в жидких биологических средах. Механические характеристики материала позволяют манипуляции с ним как в сухом, так и во влажном состоянии. При наложении на рану нижний слой, состоящий из композиционных нановолокон на основе резорбируемых полимеров природного происхождения - хитозана и хитина и непосредственно контактирующий с поврежденной поверхностью, под действием биологически активной среды резорбирует. Хитин, хитозан и продукты их биоразложения оказывают на рану бактерицидное действие, препятствуют развитию воспалительных процессов, тем самым способствует процессам грануляции и эпителизации раны.
Верхний слой покрытия, который состоит из нановолокон на основе нерезорбируемого полимера, обладает прочностными и эластическими характеристиками, достаточными для манипуляций в биологически активных средах. Двуслойное раневое покрытие позволяет не нарушать процессы грануляции и эпителизации раны при замене или снятии повязки за счет возможности отделения верхнего прочного нерезорбируемого слоя. Менее прочный нижний слой, состоящий из композиционных нановолокон резорбируемых полимеров хитина и хитозана, остается на поверхности раны вплоть до его полной резорбции.
Заявляемое раневое покрытие отличается от известного устройства-прототипа наличием двух слоев на основе нановолокон, верхнего из нерезорбируемого полимера и нижнего, предназначенного для непосредственного контакта с раной, на основе композиционных нановолокон из резорбируемого полимера, а также полимерным составом резорбируемых композиционных нановолокон, которые состоят из хитозана и наполнителя из анизодиаметричных наночастиц.
Материалы слоев не содержат вредных примесей, т.к. получены методом электроформования из растворов в неагрессивных растворителях - смеси спирт-вода (в отличие от устройства-прототипа, где используется муравьиная кислота), которые не оставляют токсичных для клеток следов.
Анализ известного уровня техники не позволил обнаружить решение, полностью совпадающее по совокупности существенных признаков с заявляемым, что может указывать на новизну композиционного полимерного раневого покрытия на основе нановолокон.
Только совокупность существенных признаков заявляемого раневого покрытия - двухслойность, полимерный состав слоев и характеристики структуры, позволяет достичь указанного технического результата. Неочевидным из уровня техники является факт, что в процессе получения раневого покрытия формируется нановолоконная структура из хитозана на слое нановолокон из сополиамида и в целом слои образуют однородный по структуре материал. При этом важно, что манипуляции с раневым покрытием при его упаковке, стерилизации, наложении на рану не приводят к расслоению материала. Конструкция обладает достаточными прочностными свойствами для покрытия раны и снятия с ее поверхности через определенный срок нерезорбируемого слоя. Эластические характеристики материала позволяют полностью воспроизвести рельеф раневой поверхности. Высокая адгезиия материала к поверхности раны не требует его дополнительной фиксации клеем или шовными нитями. Пористая структура материала не нарушается при его контакте с влажной средой поверхности раны, что обеспечивает необходимый для клеточных процессов газо- и парообмен. Значимой для повышения скорости заживления является атравматичность раневого покрытия, которая проявляется в сохранении образовавшихся клеточных структур на стадиях грануляции и эпителизации, при его замене или снятии.
Ни в одном из аналогов не удалось непосредственно из полимера и даже при комбинации полимерных слоев получить результат заявляемого изобретения. Это позволяет утверждать о соответствии заявляемого раневого покрытия условию патентоспособности «изобретательский уровень».
Графические материалы
На фиг.1 приведена микрофотография верхнего слоя на основе нановолокон из сополиамида (СПА) композиционного раневого покрытия.
На фиг. 2 приведена микрофотография предназначенного для непосредственного контакта с раной нижнего слоя композиционного раневого покрытия на основе нановолокон из хитозана, содержащих 20 мас.% нанофибрилл хитина.
На фиг. 3 приведена фотография аппликации на поверхность ожога кожи III степени композиционного раневого покрытия на основе нановолокон из алифатического сополиамида и хитозана.
На фиг. 4 приведена фотография раневой поверхности после лечения раневым покрытием на основе нановолокон, 21 день наблюдения.
Сущность изобретения и подтверждение возможности его осуществления наиболее полно раскрываются в примерах получения раневых покрытий на основе нановолокон и их применения для лечения глубоких поражений покровных тканей.
Пример 1.
Для получения композиционного раневого покрытия на основе полимерных нановолокон использовали сополиамид (СПА) на основе поли-ε-капролактама и полигексаметиленадипинамида производства ООО «АНИД», г. Екатеринбург, хитозан производства ЗАО «Биопрогресс», г. Москва и нанофибриллы хитина производства SRL"Mavi Sud" (Италия).
Приготовление раствора СПА с соотношением поли-ε-капролактама и полигексаметиленадипинамида 60:40 %. В растворитель, состоящий из смеси этилового спирта и воды с соотношением компонентов 80:20 об.%, вводят навеску, соответствующую 18 мас.% СПА в растворе. Растворение СПА проводят при Т 80°С в режиме перемешивания со скоростью 150 об/мин в течение 2 часов. Раствор охлаждают до комнатной температуры.
Приготовление смесевого раствора хитозана. В воду добавляют хитозан, ММ=150 кДа, степень деацетилирования 95%, в количестве, обеспечивающем 4,0 мас.% концентрацию хитозана в растворе, и нанофибриллы хитина с поперечным размером 15-20 нм и продольным размером 400-500 нм в количестве 20 % от массы хитозана. Смесь перемешивают со скоростью 500 об/мин в течение 10 мин. После чего при постоянном перемешивании со скоростью 1000 об/мин вводят ледяную уксусную кислоту, доводя концентрацию кислоты в растворителе до 70%. Раствор перемешивают в течение 60 мин со скоростью 700 об/мин. Готовый раствор выдерживают в течение 3 суток при Т 4°C.
Раствор СПА помещают в шприцевой дозатор, оснащенный металлической фильерой длиной 20 мм и диаметром 0,5 мм, после чего со скоростью 1,5 мл/ч подают в электрическое поле напряжением 20 кВ при расстоянии между катодом и анодом l = 0,15 м. Осаждение нановолокон происходит на аноде. Для равномерного распределения нановолокон на приемном электроде фильера совершает возвратно-поступательное движение на расстоянии 15 см параллельно плоскости анода со скоростью 1 см/с. Время формования слоя нановолокон СПА составляет 30 мин.
Пористый пленочный материал из СПА, осажденный на аноде, имеет толщину 0,1-0,5 мм, состоит из волокон диаметром 0,1-0,6 мкм, характеризуется размером пор 10-500 мкм (фиг. 1), его прочностные и деформационные характеристики в сухом и мокром состояниях представлены в табл. 1.
Таблица 1.
Свойства верхнего слоя на основе нановолокон из СПА композиционного раневого покрытия.
| Образец/состояние | Толщина мкм | Прочность MПa | Модуль MПa | Упругая деформация, % | Деформация до разрыва, % |
| Слой СПА, сухое | 250±8 | 6.9±0.5 | 45.5±0.6 | 5±0.5 | 144±9 |
| Слой СПА, мокрое | 250±10 | 5.1±0.4 | 7.8±0.4 | 8±0.6 | 248±12 |
Раствор хитозана, содержащий нанофибриллы хитина, помещают в шприцевой дозатор, аналогичный для формования СПА нановолокон. Осаждение композиционных нановолокон на основе хитозана происходит на том же аноде, на который предварительно нанесен слой нановолокон из СПА. Скорость подачи полимера 0,4 мл/ч. Время формования слоя композиционных нановолокон на основе хитозана и нанофибрилл хитина составляет 120 мин. Остальные параметры электроформования композиционных нановолокон идентичны параметрам электроформования нановолокон из СПА.
Полученный таким образом слой имеет толщину 0,1-0,5 мм, состоит из волокон диаметром 0,1-0,5 мкм, характеризуется размером пор 50-500 мкм (фиг. 2).
Полученный материал характеризуется двухслойной структурой. Верхний слой состоит из нановолокон нерезорбируемого полимера, СПА, и обладает механическими характеристиками в сухом и мокром состояниях, достаточными для хирургических манипуляций. Нижний слой состоит из композиционных нановолокон из биорезорбируемых полимеров - хитозана и хитина в виде наночастиц (нанофибрилл).
Материал в целом обладает механическими характеристиками, позволяющими его использовать в качестве раневого покрытия, не расслаивается при хранении и эксплуатации.
Полученный материал исследовали in vivo в качестве раневого покрытия для лечения ожога кожи III степени (МКБ-10). Эксперимент проводили на самцах крыс линии «Wistar-Kyoto» весом 200-250 г. Животные были разделены на три группы: экспериментальную, сравнения и контрольную, по 9 животных в каждой.
Воспроизведение ожога кожи III степени (МКБ-10) проводили с помощью нагретой до 95-97°С пластины, время экспозиции составляло 10 с. Площадь ожога составляла 32 см2 (20% поверхности крысы). Спустя 60 мин после травмы под общим ингаляционным наркозом выполняли радикальную некрэктомию до фасции. В экспериментальной группе на раневую поверхность накладывали композиционный материал - заявляемое раневое покрытие (фиг. 3). В группе сравнения раневую поверхность замещали покрытием G-DERM на основе гидрогеля гиалуроновой кислоты, фиксируя на ране кожным клеем Dermabond. В контрольной группе животных раневая поверхность ожога не подвергалась лечебному воздействию. Наблюдение за животными осуществляли в течение четырёх недель. Внешний вид раны после лечения заявляемым раневым покрытием в течение 21 суток приведен на фиг. 4.
В табл. 2 приведены значения площади раневой поверхности ожога III степени после применения заявляемого раневого покрытия, покрытия G-DERM и контрольной группы животных.
Таблица 2.
Площадь раневой поверхности ожога III степени после применения заявляемого раневого покрытия, покрытия G-DERM и контрольной группы животных.
| Срок наблюдения, сутки | Заявляемое раневое покрытие | Покрытие G-DERM |
Контрольная группа |
| Площадь раневой поверхности, см2 | |||
| 0 | 32 | 32 | 32 |
| 3 | 22 | 27 | 29 |
| 7 | 16 | 19 | 25 |
| 15 | 9 | 12 | 18 |
| 21 | 1,5 | 8 | 12,5 |
Исследование in vivo показало существенно более высокую скорость уменьшения площади раневой поверхности при использовании композиционного полимерного раневого покрытия на основе нановолокон по сравнению с контрольной группой животных и при использовании раневого покрытия G-DERM. Площадь поверхности раны после применения заявленного раневого покрытия в течение 21 дня более чем в 5 раз меньше, чем при использовании стандартного покрытия G-DERM.
Пример 2.
Раствор СПА с соотношением компонентов 40:60 мас. % готовили и формовали из него нановолокна способом, описанным в примере 1. Пористый пленочный материал из СПА имеет толщину 0,5-1,0 мм, состоит из волокон диаметром 0,6-1,0 мкм, характеризуется размером пор 100-700 мкм.
Для формирования слоя, предназначенного для непосредственного контакта с раной, готовили смесевой раствор хитозана со степенью деацетилирования 82 %, ММ=220 кДа, содержащий 0,1 мас.% нанофибрилл хитина, и формовали из него нановолокона способом, описанном в примере 1.
Полученный таким способом слой имеет толщину 0,3-0,6 мм, состоит из волокон диаметром 0,1-0,5 мкм, характеризуется размером пор 10-300 мкм.
Композиционный материал характеризуется двухслойной структурой, не расслаивается при хранении и эксплуатации, обладает механическими характеристиками, позволяющими его использовать в качестве раневого покрытия.
Испытания раневого покрытия, полученного по примеру 2, при лечении ожогов показали результаты, аналогичные примеру 1.
Пример 3.
Раствор СПА с соотношением компонентов 60:40 мас. % готовили и формовали из него нановолокна способом, описанным в примере 1.
Пористый пленочный материал из СПА имеет толщину 0,5-1,0 мм, состоит из волокон диаметром 0,6-1,0 мкм, характеризуется размером пор 700-1000 мкм.
Для формирования слоя, предназначенного для непосредственного контакта с раной, готовили смесевой раствор хитозана со степенью деацетилирования 82 %, ММ=220 кДа, содержащий 30 мас.% нанофибрилл хитина, и формовали из него нановолокона способом, описанном в примере 1. Полученный таким образом слой имеет толщину 0,8-1,0 мм, состоит из волокон диаметром 0,3-0,5 мкм, характеризуется размером пор 50-500 мкм.
Композиционный материал характеризуется двухслойной структурой, не расслаивается при хранении и эксплуатации, обладает механическими характеристиками, позволяющими его использовать в качестве раневого покрытия. Испытания раневого покрытия, полученного по примеру 3, при лечении ожогов показали результаты, аналогичные примеру 1.
Пример 4.
Раствор СПА с соотношением компонентов 40:60 мас. % готовили и формовали из него нановолокна способом, описанным в примере 1. Пористый пленочный материал из СПА имеет толщину 0,2-0,5 мм, состоит из волокон диаметром 0,3-0,6 мкм, характеризуется размером пор 20-200 мкм.
Для формирования слоя, предназначенного для непосредственного контакта с раной, готовили смесевой раствор хитозана со степенью деацетилирования 70 %, ММ=400 кДа, содержащий 30 мас.% нанофибрилл хитина, и формовали из него нановолокона способом, описанным в примере 1. Полученный таким образом слой имеет толщину 0,8-1,0 мм, состоит из волокон диаметром 0,3-0,5 мкм, характеризуется размером пор 50-500 мкм.
Композиционный материал характеризуется двухслойной структурой, не расслаивается при хранении и эксплуатации, обладает механическими характеристиками, позволяющими его использовать в качестве раневого покрытия. Испытания раневого покрытия, полученного по примеру 4, при лечении ожогов показали результаты, аналогичные примеру 1.
Пример 5.
Раствор СПА с соотношением компонентов 40:60 мас. % готовили и формовали из него нановолокна способом, описанным в примере 1. Пористый пленочный материал из СПА имеет толщину 0,2-0,5 мм, состоит из волокон диаметром 0,3-0,6 мкм, характеризуется размером пор 20-200 мкм.
Для формирования слоя, предназначенного для непосредственного контакта с раной, готовили смесевой раствор хитозана со степенью деацетилирования 70 %, ММ=200 кДа, содержащий 35 мас.% нанофибрилл хитина. Высокая вязкость смеси раствора хитозана и нанофибрилл хитина препятствует продавливанию смеси через фильеру. Электроформование композиционных нановолокон невозможно.
Пример 6.
Раствор СПА с соотношением компонентов 40:60 мас. % готовили и формовали из него нановолокна способом, описанным в примере 1. Пористый пленочный материал из СПА имеет толщину 0,2-0,5 мм, состоит из волокон диаметром 0,3-0,6 мкм, характеризуется размером пор 20-200 мкм.
Для формирования слоя, предназначенного для непосредственного контакта с раной, готовили раствор, содержащий 3,0 мас.% хитозана со степенью деацетилирования 70 %, ММ=200 кДа, не содержащий нанофибрилл хитина. На выходе из фильеры образуются капли, которые осаждаются на приемном электроде. Электроформование нановолокон невозможно.
Реализация заявляемого изобретения не исчерпывается приведенными примерами.
Выход за рамки верхних и нижних границ заявляемых интервалов приводит к невозможности его получения либо к резкому снижению качества заявляемого раневого покрытия, о чем свидетельствуют данные, приведенные в примерах №№ 5, 6.
Данные, приведенные в примерах №№ 1-4, свидетельствуют о том, что в результате реализации заявляемого изобретения получены полимерные раневые покрытия, отвечающие основным требованиям, предъявляемым к изделиям такого назначения. Исследование in vivo на примере лечения ожога кожи III степени (МКБ-10), составлявшего 20% поверхности животного, показало высокую эффективность его использования при лечении глубоких поражений кожных покровов.
Claims (1)
- Композиционное полимерное раневое покрытие на основе нановолокон, характеризующееся тем, что оно состоит из двух слоев, верхний из которых представляет собой пористый пленочный материал с размером пор 10-1000 мкм, толщиной 0,1-1 мм, на основе нановолокон диаметром 0,1-1 мкм из нерезорбируемого сополимера ε-капролактама и гексаметилендиаминадипината с соотношением мономерных звеньев от 60:40 до 40:60 мас.%, а нижний предназначенный для непосредственного контакта с раной слой толщиной 0,1-1 мм с размером пор 10-500 мкм выполнен на основе композиционных нановолокон диаметром 0,1-0,5 мкм из резорбируемого полимера хитозана со степенью деацетилирования 70-95%, молекулярной массой 150-400 кДа, содержащих в качестве наполнителя 0,1-30 мас.% резорбируемых нанофибрилл хитина с поперечным размером 15-20 нм и продольным 400-500 нм.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2017117505A RU2647609C1 (ru) | 2017-05-19 | 2017-05-19 | Композиционное полимерное раневое покрытие на основе нановолокон |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2017117505A RU2647609C1 (ru) | 2017-05-19 | 2017-05-19 | Композиционное полимерное раневое покрытие на основе нановолокон |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2647609C1 true RU2647609C1 (ru) | 2018-03-16 |
Family
ID=61629564
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2017117505A RU2647609C1 (ru) | 2017-05-19 | 2017-05-19 | Композиционное полимерное раневое покрытие на основе нановолокон |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2647609C1 (ru) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2805813C1 (ru) * | 2023-05-23 | 2023-10-24 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт высокомолекулярных соединений Российской академии наук | Биорезорбируемый имплантат для регенерации периферических нервов |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2447207C1 (ru) * | 2010-10-19 | 2012-04-10 | Учреждение Российской академии наук Институт высокомолекулярных соединений РАН | Способ получения нановолокон из алифатических сополиамидов |
| RU2468129C2 (ru) * | 2010-12-30 | 2012-11-27 | Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Саратовский государственный университет им. Н.Г. Чернышевского" | Биополимерное волокно, состав формовочного раствора для его получения, способ приготовления формовочного раствора, полотно биомедицинского назначения, способ его модификации, биологическая повязка и способ лечения ран |
| RU2509091C1 (ru) * | 2012-07-05 | 2014-03-10 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт высокомолекулярных соединений Российской академии наук | Биосовместимое биодеградируемое композиционное волокно и способ его получения |
| RU2568848C1 (ru) * | 2014-04-03 | 2015-11-20 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт высокомолекулярных соединений Российской академии наук | Трубчатый имплантат органов человека и животных и способ его получения |
-
2017
- 2017-05-19 RU RU2017117505A patent/RU2647609C1/ru active
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2447207C1 (ru) * | 2010-10-19 | 2012-04-10 | Учреждение Российской академии наук Институт высокомолекулярных соединений РАН | Способ получения нановолокон из алифатических сополиамидов |
| RU2468129C2 (ru) * | 2010-12-30 | 2012-11-27 | Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Саратовский государственный университет им. Н.Г. Чернышевского" | Биополимерное волокно, состав формовочного раствора для его получения, способ приготовления формовочного раствора, полотно биомедицинского назначения, способ его модификации, биологическая повязка и способ лечения ран |
| RU2509091C1 (ru) * | 2012-07-05 | 2014-03-10 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт высокомолекулярных соединений Российской академии наук | Биосовместимое биодеградируемое композиционное волокно и способ его получения |
| RU2568848C1 (ru) * | 2014-04-03 | 2015-11-20 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт высокомолекулярных соединений Российской академии наук | Трубчатый имплантат органов человека и животных и способ его получения |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2808880C1 (ru) * | 2023-02-16 | 2023-12-05 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт высокомолекулярных соединений Российской академии наук | Биорезорбируемый имплантат кровеносных сосудов на основе нановолокон |
| RU2805813C1 (ru) * | 2023-05-23 | 2023-10-24 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт высокомолекулярных соединений Российской академии наук | Биорезорбируемый имплантат для регенерации периферических нервов |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Abolghasemzade et al. | PVA based nanofiber containing CQDs modified with silica NPs and silk fibroin accelerates wound healing in a rat model | |
| Hassiba et al. | Review of recent research on biomedical applications of electrospun polymer nanofibers for improved wound healing | |
| Kyzioł et al. | Preparation and characterization of electrospun alginate nanofibers loaded with ciprofloxacin hydrochloride | |
| CN103611182B (zh) | 一种医用敷料用核-壳结构超细纤维载体材料的制备方法 | |
| CN103933602B (zh) | 壳聚糖基载药复合抗菌超细纤维膜的制备方法 | |
| TWI445555B (zh) | 含積雪草活性成分之敷材及其應用 | |
| RU2487701C2 (ru) | Раствор для получения материала на основе хитозана, способ получения гемостатического материала из этого раствора (варианты) и медицинское изделие с использованием волокон на основе хитозана | |
| KR101578535B1 (ko) | 친수성 천연고분자를 함유하는 나노섬유상 다층구조의 유착방지막 및 그 제조방법 | |
| KR20140140212A (ko) | 친수성 천연고분자를 함유하는 다층구조의 나노섬유상 유착방지막 및 그 제조방법 | |
| Mao et al. | Chitosan functionalised poly (ε-caprolactone) nanofibrous membranes as potential anti-adhesive barrier films | |
| Bhowmick et al. | Mechanical and biological investigations of chitosan–polyvinyl alcohol based ZrO 2 doped porous hybrid composites for bone tissue engineering applications | |
| KR20100133117A (ko) | 드레싱용 나노섬유와, 이를 이용한 드레싱 복합체 및 그의 제조방법 | |
| Lu et al. | Electrospun egg white/polyvinyl alcohol fiber dressing to accelerate wound healing | |
| CN110975002A (zh) | 一种用于战创伤的止血材料及其制备方法和应用 | |
| KR20050048360A (ko) | 나노 섬유형 부직포를 이용한 조직 재생용 차폐막 및 그의제조 방법 | |
| Pelegrino et al. | Chitosan-Based Nanomaterials for Skin Regeneration. | |
| Sadeghi et al. | Multilayered 3-D nanofibrous scaffold with chondroitin sulfate sustained release as dermal substitute | |
| CN115161884A (zh) | 一种双层杂化纳米纤维膜的制备方法 | |
| Deshmukh et al. | A review on biopolymer-derived electrospun nanofibers for biomedical and antiviral applications | |
| Shi et al. | Spatially engineering tri-layer nanofiber dressings featuring asymmetric wettability for wound healing | |
| Silva et al. | Composites based on chitosan and inorganic materials for biomedical applications | |
| KR100464930B1 (ko) | 조직재생 유도용 차폐막 및 그의 제조방법 | |
| Abdelhakeem et al. | State-of-the-Art Review of Advanced Electrospun Nanofiber Composites for Enhanced Wound Healing | |
| Balusamy et al. | Electrospun Nanofibers for Wound Dressing and Tissue Engineering Applications | |
| RU2647609C1 (ru) | Композиционное полимерное раневое покрытие на основе нановолокон |