RU2810165C1 - Application hemostatic material and method of its production - Google Patents
Application hemostatic material and method of its production Download PDFInfo
- Publication number
- RU2810165C1 RU2810165C1 RU2022124337A RU2022124337A RU2810165C1 RU 2810165 C1 RU2810165 C1 RU 2810165C1 RU 2022124337 A RU2022124337 A RU 2022124337A RU 2022124337 A RU2022124337 A RU 2022124337A RU 2810165 C1 RU2810165 C1 RU 2810165C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- layer
- hemostatic
- porous matrix
- solution
- polymer
- Prior art date
Links
- 230000002439 hemostatic effect Effects 0.000 title claims abstract description 213
- 239000000463 material Substances 0.000 title claims abstract description 76
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 18
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 title claims description 13
- ISWSIDIOOBJBQZ-UHFFFAOYSA-N Phenol Chemical compound OC1=CC=CC=C1 ISWSIDIOOBJBQZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims abstract description 99
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 claims abstract description 98
- 229920000249 biocompatible polymer Polymers 0.000 claims abstract description 47
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 claims abstract description 43
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims abstract description 30
- 239000012634 fragment Substances 0.000 claims abstract description 16
- 239000000203 mixture Substances 0.000 claims abstract description 13
- 125000002887 hydroxy group Chemical group [H]O* 0.000 claims abstract description 12
- 125000001997 phenyl group Chemical group [H]C1=C([H])C([H])=C(*)C([H])=C1[H] 0.000 claims abstract description 12
- 239000011148 porous material Substances 0.000 claims abstract description 7
- 239000000470 constituent Substances 0.000 claims abstract description 5
- 229920001577 copolymer Polymers 0.000 claims abstract description 5
- 238000001035 drying Methods 0.000 claims abstract description 4
- 238000000926 separation method Methods 0.000 claims abstract description 4
- 108010010803 Gelatin Proteins 0.000 claims description 53
- 229920000159 gelatin Polymers 0.000 claims description 53
- 239000008273 gelatin Substances 0.000 claims description 53
- 235000019322 gelatine Nutrition 0.000 claims description 53
- 235000011852 gelatine desserts Nutrition 0.000 claims description 53
- 102000008186 Collagen Human genes 0.000 claims description 6
- 108010035532 Collagen Proteins 0.000 claims description 6
- 229920001436 collagen Polymers 0.000 claims description 6
- 239000011230 binding agent Substances 0.000 claims description 5
- 229920001963 Synthetic biodegradable polymer Polymers 0.000 claims description 4
- 229920005615 natural polymer Polymers 0.000 claims description 3
- 125000001931 aliphatic group Chemical group 0.000 claims description 2
- 230000000740 bleeding effect Effects 0.000 abstract description 48
- 230000023597 hemostasis Effects 0.000 abstract description 41
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 abstract description 30
- 239000008280 blood Substances 0.000 abstract description 30
- 238000007789 sealing Methods 0.000 abstract description 26
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 abstract description 14
- 230000006870 function Effects 0.000 abstract description 8
- 238000001179 sorption measurement Methods 0.000 abstract description 7
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 3
- 206010060932 Postoperative adhesion Diseases 0.000 abstract description 2
- 210000000941 bile Anatomy 0.000 abstract description 2
- 230000008816 organ damage Effects 0.000 abstract description 2
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 91
- 208000032843 Hemorrhage Diseases 0.000 description 48
- 229920001661 Chitosan Polymers 0.000 description 37
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 34
- 229950001002 cianidanol Drugs 0.000 description 34
- YCIMNLLNPGFGHC-UHFFFAOYSA-N catechol Chemical compound OC1=CC=CC=C1O YCIMNLLNPGFGHC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 28
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 description 24
- 229940030225 antihemorrhagics Drugs 0.000 description 16
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 16
- 239000002874 hemostatic agent Substances 0.000 description 16
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 16
- 239000012153 distilled water Substances 0.000 description 15
- PFTAWBLQPZVEMU-DZGCQCFKSA-N (+)-catechin Chemical compound C1([C@H]2OC3=CC(O)=CC(O)=C3C[C@@H]2O)=CC=C(O)C(O)=C1 PFTAWBLQPZVEMU-DZGCQCFKSA-N 0.000 description 13
- ADRVNXBAWSRFAJ-UHFFFAOYSA-N catechin Natural products OC1Cc2cc(O)cc(O)c2OC1c3ccc(O)c(O)c3 ADRVNXBAWSRFAJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 13
- 235000005487 catechin Nutrition 0.000 description 13
- 230000000968 intestinal effect Effects 0.000 description 13
- LMDZBCPBFSXMTL-UHFFFAOYSA-N 1-Ethyl-3-(3-dimethylaminopropyl)carbodiimide Substances CCN=C=NCCCN(C)C LMDZBCPBFSXMTL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 12
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 11
- 229940127554 medical product Drugs 0.000 description 11
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 10
- 238000003786 synthesis reaction Methods 0.000 description 10
- 241000700159 Rattus Species 0.000 description 9
- 238000005755 formation reaction Methods 0.000 description 9
- FPQQSJJWHUJYPU-UHFFFAOYSA-N 3-(dimethylamino)propyliminomethylidene-ethylazanium;chloride Chemical compound Cl.CCN=C=NCCCN(C)C FPQQSJJWHUJYPU-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 8
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 8
- VYFYYTLLBUKUHU-UHFFFAOYSA-N dopamine Chemical compound NCCC1=CC=C(O)C(O)=C1 VYFYYTLLBUKUHU-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 8
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 8
- 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 7
- 102000009123 Fibrin Human genes 0.000 description 7
- 108010073385 Fibrin Proteins 0.000 description 7
- BWGVNKXGVNDBDI-UHFFFAOYSA-N Fibrin monomer Chemical compound CNC(=O)CNC(=O)CN BWGVNKXGVNDBDI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 7
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 7
- -1 exudates Substances 0.000 description 7
- 229950003499 fibrin Drugs 0.000 description 7
- 125000000524 functional group Chemical group 0.000 description 7
- 229920002674 hyaluronan Polymers 0.000 description 7
- 229960003160 hyaluronic acid Drugs 0.000 description 7
- 239000000047 product Substances 0.000 description 7
- 102000004169 proteins and genes Human genes 0.000 description 7
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 description 7
- AZQWKYJCGOJGHM-UHFFFAOYSA-N 1,4-benzoquinone Chemical compound O=C1C=CC(=O)C=C1 AZQWKYJCGOJGHM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N Ethanol Chemical compound CCO LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- 231100000135 cytotoxicity Toxicity 0.000 description 6
- 230000003013 cytotoxicity Effects 0.000 description 6
- 229960003638 dopamine Drugs 0.000 description 6
- 238000003756 stirring Methods 0.000 description 6
- 239000001257 hydrogen Substances 0.000 description 5
- 229910052739 hydrogen Inorganic materials 0.000 description 5
- 210000004185 liver Anatomy 0.000 description 5
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 5
- DZAUWHJDUNRCTF-UHFFFAOYSA-N 3-(3,4-dihydroxyphenyl)propanoic acid Chemical compound OC(=O)CCC1=CC=C(O)C(O)=C1 DZAUWHJDUNRCTF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 208000027418 Wounds and injury Diseases 0.000 description 4
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 4
- 210000001715 carotid artery Anatomy 0.000 description 4
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 4
- 238000007906 compression Methods 0.000 description 4
- 230000006835 compression Effects 0.000 description 4
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 4
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 4
- 238000005470 impregnation Methods 0.000 description 4
- 208000014674 injury Diseases 0.000 description 4
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 4
- WSFSSNUMVMOOMR-UHFFFAOYSA-N Formaldehyde Chemical compound O=C WSFSSNUMVMOOMR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- WTDRDQBEARUVNC-UHFFFAOYSA-N L-Dopa Natural products OC(=O)C(N)CC1=CC=C(O)C(O)=C1 WTDRDQBEARUVNC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M Sodium chloride Chemical compound [Na+].[Cl-] FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 3
- HEMHJVSKTPXQMS-UHFFFAOYSA-M Sodium hydroxide Chemical compound [OH-].[Na+] HEMHJVSKTPXQMS-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 3
- 229920000615 alginic acid Polymers 0.000 description 3
- 235000010443 alginic acid Nutrition 0.000 description 3
- 150000001408 amides Chemical group 0.000 description 3
- 125000003277 amino group Chemical group 0.000 description 3
- 125000003118 aryl group Chemical group 0.000 description 3
- 230000008275 binding mechanism Effects 0.000 description 3
- 230000023555 blood coagulation Effects 0.000 description 3
- 125000003178 carboxy group Chemical group [H]OC(*)=O 0.000 description 3
- 239000008367 deionised water Substances 0.000 description 3
- 229910021641 deionized water Inorganic materials 0.000 description 3
- 238000000502 dialysis Methods 0.000 description 3
- 238000004090 dissolution Methods 0.000 description 3
- 238000009472 formulation Methods 0.000 description 3
- 238000004108 freeze drying Methods 0.000 description 3
- 239000000499 gel Substances 0.000 description 3
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 description 3
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 3
- 230000007935 neutral effect Effects 0.000 description 3
- 235000013824 polyphenols Nutrition 0.000 description 3
- 230000008569 process Effects 0.000 description 3
- 125000004151 quinonyl group Chemical group 0.000 description 3
- 239000001044 red dye Substances 0.000 description 3
- 239000011780 sodium chloride Substances 0.000 description 3
- 238000006467 substitution reaction Methods 0.000 description 3
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 3
- IBGBGRVKPALMCQ-UHFFFAOYSA-N 3,4-dihydroxybenzaldehyde Chemical compound OC1=CC=C(C=O)C=C1O IBGBGRVKPALMCQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- IKHGUXGNUITLKF-UHFFFAOYSA-N Acetaldehyde Chemical compound CC=O IKHGUXGNUITLKF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 206010067484 Adverse reaction Diseases 0.000 description 2
- 206010002091 Anaesthesia Diseases 0.000 description 2
- IJGRMHOSHXDMSA-UHFFFAOYSA-N Atomic nitrogen Chemical compound N#N IJGRMHOSHXDMSA-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 102000004506 Blood Proteins Human genes 0.000 description 2
- 108010017384 Blood Proteins Proteins 0.000 description 2
- 229920002101 Chitin Polymers 0.000 description 2
- 229920001651 Cyanoacrylate Polymers 0.000 description 2
- RTZKZFJDLAIYFH-UHFFFAOYSA-N Diethyl ether Chemical group CCOCC RTZKZFJDLAIYFH-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 102000016942 Elastin Human genes 0.000 description 2
- 108010014258 Elastin Proteins 0.000 description 2
- 206010015150 Erythema Diseases 0.000 description 2
- VEXZGXHMUGYJMC-UHFFFAOYSA-N Hydrochloric acid Chemical compound Cl VEXZGXHMUGYJMC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- WTDRDQBEARUVNC-LURJTMIESA-N L-DOPA Chemical compound OC(=O)[C@@H](N)CC1=CC=C(O)C(O)=C1 WTDRDQBEARUVNC-LURJTMIESA-N 0.000 description 2
- OUYCCCASQSFEME-QMMMGPOBSA-N L-tyrosine Chemical compound OC(=O)[C@@H](N)CC1=CC=C(O)C=C1 OUYCCCASQSFEME-QMMMGPOBSA-N 0.000 description 2
- MWCLLHOVUTZFKS-UHFFFAOYSA-N Methyl cyanoacrylate Chemical compound COC(=O)C(=C)C#N MWCLLHOVUTZFKS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- NQTADLQHYWFPDB-UHFFFAOYSA-N N-Hydroxysuccinimide Chemical compound ON1C(=O)CCC1=O NQTADLQHYWFPDB-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 206010030113 Oedema Diseases 0.000 description 2
- 229920000954 Polyglycolide Polymers 0.000 description 2
- XSQUKJJJFZCRTK-UHFFFAOYSA-N Urea Chemical group NC(N)=O XSQUKJJJFZCRTK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000006838 adverse reaction Effects 0.000 description 2
- 239000000783 alginic acid Substances 0.000 description 2
- 229960001126 alginic acid Drugs 0.000 description 2
- 150000004781 alginic acids Chemical class 0.000 description 2
- 230000037005 anaesthesia Effects 0.000 description 2
- 238000010171 animal model Methods 0.000 description 2
- 239000003146 anticoagulant agent Substances 0.000 description 2
- 229940127219 anticoagulant drug Drugs 0.000 description 2
- 230000004888 barrier function Effects 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 229920002988 biodegradable polymer Polymers 0.000 description 2
- 239000004621 biodegradable polymer Substances 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 2
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 2
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 2
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 2
- 239000003431 cross linking reagent Substances 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- LOKCTEFSRHRXRJ-UHFFFAOYSA-I dipotassium trisodium dihydrogen phosphate hydrogen phosphate dichloride Chemical compound P(=O)(O)(O)[O-].[K+].P(=O)(O)([O-])[O-].[Na+].[Na+].[Cl-].[K+].[Cl-].[Na+] LOKCTEFSRHRXRJ-UHFFFAOYSA-I 0.000 description 2
- 238000002845 discoloration Methods 0.000 description 2
- 229920002549 elastin Polymers 0.000 description 2
- 230000002255 enzymatic effect Effects 0.000 description 2
- 231100000321 erythema Toxicity 0.000 description 2
- 239000000284 extract Substances 0.000 description 2
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 2
- LNTHITQWFMADLM-UHFFFAOYSA-N gallic acid Chemical compound OC(=O)C1=CC(O)=C(O)C(O)=C1 LNTHITQWFMADLM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 2
- 239000002198 insoluble material Substances 0.000 description 2
- 229910021645 metal ion Inorganic materials 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- PGSADBUBUOPOJS-UHFFFAOYSA-N neutral red Chemical compound Cl.C1=C(C)C(N)=CC2=NC3=CC(N(C)C)=CC=C3N=C21 PGSADBUBUOPOJS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 239000011368 organic material Substances 0.000 description 2
- 230000003647 oxidation Effects 0.000 description 2
- 238000007254 oxidation reaction Methods 0.000 description 2
- NMHMNPHRMNGLLB-UHFFFAOYSA-N phloretic acid Chemical compound OC(=O)CCC1=CC=C(O)C=C1 NMHMNPHRMNGLLB-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 239000002953 phosphate buffered saline Substances 0.000 description 2
- 230000000704 physical effect Effects 0.000 description 2
- 229920000747 poly(lactic acid) Polymers 0.000 description 2
- 229920001610 polycaprolactone Polymers 0.000 description 2
- WQGWDDDVZFFDIG-UHFFFAOYSA-N pyrogallol Chemical compound OC1=CC=CC(O)=C1O WQGWDDDVZFFDIG-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000006268 reductive amination reaction Methods 0.000 description 2
- 230000002829 reductive effect Effects 0.000 description 2
- 150000003839 salts Chemical class 0.000 description 2
- 238000004626 scanning electron microscopy Methods 0.000 description 2
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 2
- 238000013222 sprague-dawley male rat Methods 0.000 description 2
- 239000007858 starting material Substances 0.000 description 2
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 2
- 231100000419 toxicity Toxicity 0.000 description 2
- 230000001988 toxicity Effects 0.000 description 2
- QAIPRVGONGVQAS-DUXPYHPUSA-N trans-caffeic acid Chemical compound OC(=O)\C=C\C1=CC=C(O)C(O)=C1 QAIPRVGONGVQAS-DUXPYHPUSA-N 0.000 description 2
- DZGWFCGJZKJUFP-UHFFFAOYSA-N tyramine Chemical compound NCCC1=CC=C(O)C=C1 DZGWFCGJZKJUFP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- SFLSHLFXELFNJZ-QMMMGPOBSA-N (-)-norepinephrine Chemical compound NC[C@H](O)C1=CC=C(O)C(O)=C1 SFLSHLFXELFNJZ-QMMMGPOBSA-N 0.000 description 1
- ACEAELOMUCBPJP-UHFFFAOYSA-N (E)-3,4,5-trihydroxycinnamic acid Natural products OC(=O)C=CC1=CC(O)=C(O)C(O)=C1 ACEAELOMUCBPJP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- PCYGLFXKCBFGPC-UHFFFAOYSA-N 3,4-Dihydroxy hydroxymethyl benzene Natural products OCC1=CC=C(O)C(O)=C1 PCYGLFXKCBFGPC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- FHVDTGUDJYJELY-UHFFFAOYSA-N 6-{[2-carboxy-4,5-dihydroxy-6-(phosphanyloxy)oxan-3-yl]oxy}-4,5-dihydroxy-3-phosphanyloxane-2-carboxylic acid Chemical compound O1C(C(O)=O)C(P)C(O)C(O)C1OC1C(C(O)=O)OC(OP)C(O)C1O FHVDTGUDJYJELY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920001817 Agar Polymers 0.000 description 1
- 229920002134 Carboxymethyl cellulose Polymers 0.000 description 1
- 239000004971 Cross linker Substances 0.000 description 1
- 229920002307 Dextran Polymers 0.000 description 1
- 102000004190 Enzymes Human genes 0.000 description 1
- 108090000790 Enzymes Proteins 0.000 description 1
- JOYRKODLDBILNP-UHFFFAOYSA-N Ethyl urethane Chemical group CCOC(N)=O JOYRKODLDBILNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- QUSNBJAOOMFDIB-UHFFFAOYSA-N Ethylamine Chemical compound CCN QUSNBJAOOMFDIB-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 102000016359 Fibronectins Human genes 0.000 description 1
- 108010067306 Fibronectins Proteins 0.000 description 1
- WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N Glucose Natural products OC[C@H]1OC(O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N 0.000 description 1
- SXRSQZLOMIGNAQ-UHFFFAOYSA-N Glutaraldehyde Chemical compound O=CCCCC=O SXRSQZLOMIGNAQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- HTTJABKRGRZYRN-UHFFFAOYSA-N Heparin Chemical compound OC1C(NC(=O)C)C(O)OC(COS(O)(=O)=O)C1OC1C(OS(O)(=O)=O)C(O)C(OC2C(C(OS(O)(=O)=O)C(OC3C(C(O)C(O)C(O3)C(O)=O)OS(O)(=O)=O)C(CO)O2)NS(O)(=O)=O)C(C(O)=O)O1 HTTJABKRGRZYRN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000006845 Michael addition reaction Methods 0.000 description 1
- 241000237852 Mollusca Species 0.000 description 1
- 241000283973 Oryctolagus cuniculus Species 0.000 description 1
- 102000035195 Peptidases Human genes 0.000 description 1
- 108091005804 Peptidases Proteins 0.000 description 1
- 229920002732 Polyanhydride Polymers 0.000 description 1
- 229920001710 Polyorthoester Polymers 0.000 description 1
- 239000004365 Protease Substances 0.000 description 1
- 239000002262 Schiff base Substances 0.000 description 1
- 150000004753 Schiff bases Chemical class 0.000 description 1
- 229920002472 Starch Polymers 0.000 description 1
- 208000007536 Thrombosis Diseases 0.000 description 1
- 208000031737 Tissue Adhesions Diseases 0.000 description 1
- 210000001015 abdomen Anatomy 0.000 description 1
- IKHGUXGNUITLKF-XPULMUKRSA-N acetaldehyde Chemical compound [14CH]([14CH3])=O IKHGUXGNUITLKF-XPULMUKRSA-N 0.000 description 1
- 230000002378 acidificating effect Effects 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 239000003463 adsorbent Substances 0.000 description 1
- 239000008272 agar Substances 0.000 description 1
- 229940072056 alginate Drugs 0.000 description 1
- 239000012670 alkaline solution Substances 0.000 description 1
- 150000001412 amines Chemical class 0.000 description 1
- 239000012736 aqueous medium Substances 0.000 description 1
- 239000008346 aqueous phase Substances 0.000 description 1
- 239000012298 atmosphere Substances 0.000 description 1
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000009286 beneficial effect Effects 0.000 description 1
- WQZGKKKJIJFFOK-VFUOTHLCSA-N beta-D-glucose Chemical compound OC[C@H]1O[C@@H](O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-VFUOTHLCSA-N 0.000 description 1
- 239000013060 biological fluid Substances 0.000 description 1
- 210000001124 body fluid Anatomy 0.000 description 1
- 239000010839 body fluid Substances 0.000 description 1
- 229940074360 caffeic acid Drugs 0.000 description 1
- 235000004883 caffeic acid Nutrition 0.000 description 1
- 239000004202 carbamide Chemical group 0.000 description 1
- 150000001718 carbodiimides Chemical class 0.000 description 1
- 239000001768 carboxy methyl cellulose Substances 0.000 description 1
- 235000010948 carboxy methyl cellulose Nutrition 0.000 description 1
- 229920003064 carboxyethyl cellulose Polymers 0.000 description 1
- 239000008112 carboxymethyl-cellulose Substances 0.000 description 1
- 229940105329 carboxymethylcellulose Drugs 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 239000001913 cellulose Substances 0.000 description 1
- 229920002678 cellulose Polymers 0.000 description 1
- 239000003153 chemical reaction reagent Substances 0.000 description 1
- 239000003638 chemical reducing agent Substances 0.000 description 1
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 1
- QAIPRVGONGVQAS-UHFFFAOYSA-N cis-caffeic acid Natural products OC(=O)C=CC1=CC=C(O)C(O)=C1 QAIPRVGONGVQAS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 1
- 230000000052 comparative effect Effects 0.000 description 1
- 238000006482 condensation reaction Methods 0.000 description 1
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 1
- 238000005520 cutting process Methods 0.000 description 1
- 231100000263 cytotoxicity test Toxicity 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 230000018109 developmental process Effects 0.000 description 1
- 239000008121 dextrose Substances 0.000 description 1
- MHUWZNTUIIFHAS-CLFAGFIQSA-N dioleoyl phosphatidic acid Chemical compound CCCCCCCC\C=C/CCCCCCCC(=O)OCC(COP(O)(O)=O)OC(=O)CCCCCCC\C=C/CCCCCCCC MHUWZNTUIIFHAS-CLFAGFIQSA-N 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 230000007515 enzymatic degradation Effects 0.000 description 1
- 210000003743 erythrocyte Anatomy 0.000 description 1
- WQCBTNCMYAUBGU-UHFFFAOYSA-N ethene propan-2-ol Chemical compound C=C.CC(C)O WQCBTNCMYAUBGU-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- YFTIOFHTBMRALM-UHFFFAOYSA-N ethene;formaldehyde Chemical compound C=C.O=C YFTIOFHTBMRALM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 1
- 210000000416 exudates and transudate Anatomy 0.000 description 1
- 239000012467 final product Substances 0.000 description 1
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 1
- 229940074391 gallic acid Drugs 0.000 description 1
- 235000004515 gallic acid Nutrition 0.000 description 1
- 229920000669 heparin Polymers 0.000 description 1
- 229960002897 heparin Drugs 0.000 description 1
- 125000004435 hydrogen atom Chemical group [H]* 0.000 description 1
- 230000007062 hydrolysis Effects 0.000 description 1
- 238000006460 hydrolysis reaction Methods 0.000 description 1
- 229920003063 hydroxymethyl cellulose Polymers 0.000 description 1
- 229940031574 hydroxymethyl cellulose Drugs 0.000 description 1
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 1
- 238000011534 incubation Methods 0.000 description 1
- 208000015181 infectious disease Diseases 0.000 description 1
- 230000028709 inflammatory response Effects 0.000 description 1
- 239000004615 ingredient Substances 0.000 description 1
- 238000002347 injection Methods 0.000 description 1
- 239000007924 injection Substances 0.000 description 1
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 1
- FZWBNHMXJMCXLU-BLAUPYHCSA-N isomaltotriose Chemical compound O[C@@H]1[C@@H](O)[C@H](O)[C@@H](CO)O[C@@H]1OC[C@@H]1[C@@H](O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H](OC[C@@H](O)[C@@H](O)[C@H](O)[C@@H](O)C=O)O1 FZWBNHMXJMCXLU-BLAUPYHCSA-N 0.000 description 1
- 238000010030 laminating Methods 0.000 description 1
- 229960004502 levodopa Drugs 0.000 description 1
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 150000002739 metals Chemical class 0.000 description 1
- WSFSSNUMVMOOMR-NJFSPNSNSA-N methanone Chemical compound O=[14CH2] WSFSSNUMVMOOMR-NJFSPNSNSA-N 0.000 description 1
- 238000002156 mixing Methods 0.000 description 1
- 238000006386 neutralization reaction Methods 0.000 description 1
- 238000011587 new zealand white rabbit Methods 0.000 description 1
- 229910052757 nitrogen Inorganic materials 0.000 description 1
- SFLSHLFXELFNJZ-UHFFFAOYSA-N norepinephrine Natural products NCC(O)C1=CC=C(O)C(O)=C1 SFLSHLFXELFNJZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229960002748 norepinephrine Drugs 0.000 description 1
- 239000003960 organic solvent Substances 0.000 description 1
- 125000004043 oxo group Chemical group O=* 0.000 description 1
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 1
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 1
- 125000004430 oxygen atom Chemical group O* 0.000 description 1
- 230000020477 pH reduction Effects 0.000 description 1
- 239000002245 particle Substances 0.000 description 1
- 231100000614 poison Toxicity 0.000 description 1
- 239000005014 poly(hydroxyalkanoate) Substances 0.000 description 1
- 239000002745 poly(ortho ester) Substances 0.000 description 1
- 229920000768 polyamine Polymers 0.000 description 1
- 229920000903 polyhydroxyalkanoate Polymers 0.000 description 1
- 230000000379 polymerizing effect Effects 0.000 description 1
- 150000008442 polyphenolic compounds Chemical class 0.000 description 1
- 229920001282 polysaccharide Polymers 0.000 description 1
- 239000005017 polysaccharide Substances 0.000 description 1
- 150000004804 polysaccharides Chemical class 0.000 description 1
- 239000000843 powder Substances 0.000 description 1
- 230000001376 precipitating effect Effects 0.000 description 1
- 108090000765 processed proteins & peptides Chemical group 0.000 description 1
- 239000003586 protic polar solvent Substances 0.000 description 1
- 239000008213 purified water Substances 0.000 description 1
- 229940079877 pyrogallol Drugs 0.000 description 1
- 229920006395 saturated elastomer Polymers 0.000 description 1
- 239000002195 soluble material Substances 0.000 description 1
- 239000008107 starch Substances 0.000 description 1
- 235000019698 starch Nutrition 0.000 description 1
- 239000000725 suspension Substances 0.000 description 1
- 230000017423 tissue regeneration Effects 0.000 description 1
- 239000003440 toxic substance Substances 0.000 description 1
- 238000002054 transplantation Methods 0.000 description 1
- 230000008733 trauma Effects 0.000 description 1
- 229960003732 tyramine Drugs 0.000 description 1
- 229960004441 tyrosine Drugs 0.000 description 1
- 230000003313 weakening effect Effects 0.000 description 1
- 238000005303 weighing Methods 0.000 description 1
Abstract
Description
Область техники, к которой относится изобретениеField of technology to which the invention relates
Настоящее изобретение касается аппликационного гемостатического материала и способа его производства. Более конкретно, настоящее изобретение касается аппликационного гемостатического материала с улучшенными гемостатическими характеристиками, адгезивными характеристиками, запечатывающими характеристиками и адсорбционными характеристиками, и способа производства этого аппликационного гемостатического материала.The present invention relates to an application hemostatic material and a method for its production. More specifically, the present invention relates to a hemostatic application material with improved hemostatic properties, adhesive characteristics, sealing characteristics and adsorption characteristics, and a method for producing this hemostatic application material.
Уровень техникиState of the art
Современные хирургические методики продвинулись очень далеко, но гемостатические методики для остановки кровотечений при хирургических операциях всё ещё находятся на ранних стадиях развития. Главной задачей гемостатического агента является остановка кровотечения. Для надлежащего применения, гемостатические агенты должны обладать многими функциями. В частности, гемостатические агенты должны обладать функцией остановки кровотечения. Гемостатические агенты должны быть прочно прикреплены к целевым местам в тканях, где необходимо достижение гемостаза, так чтобы была возможность реализовать их гемостатическую функцию. Гемостатические агенты должны обладать дополнительными функциями впитывания крови и уменьшения кровопотери.Modern surgical techniques have come a long way, but hemostatic techniques for stopping bleeding during surgery are still in the early stages of development. The main task of a hemostatic agent is to stop bleeding. To be used properly, hemostatic agents must have many functions. In particular, hemostatic agents must have the function of stopping bleeding. Hemostatic agents must be firmly attached to the target tissue sites where hemostasis is needed so that their hemostatic function can be realized. Hemostatic agents must have the additional functions of absorbing blood and reducing blood loss.
Многие гемостатические агенты широко известны и коммерчески доступны в настоящее время. Такие гемостатические агенты включают гемостатические агенты на основе фибрина, использующие фибрин на финальной стадии механизма свертывания крови в организме, гемостатические агенты на основе цианоакрилатов, основанные на тех же компонентах и принципе работы как у мгновенных адгезивов для достижения гемостаза (см., например, публикацию патента Кореи No. 2009-0077759), и гемостатические агенты, образованные из природных полимерных материалов, таких как хитозан, желатин и коллаген, для работы в качестве физических барьеров для гемостаза. Однако, гемостатические агенты на основе фибрина несут риск развития инфекции из-за ингредиентов, полученных из живых организмов, и их затруднительно применять для пациентов, принимающих антикоагулянты, для гемостаза. Гемостатические агенты на основе цианоакрилатов выделяют токсичные вещества, такие как формальдегид, при разложении in vivo. Гемостатические агенты, образованные из природных полимерных материалов, обладают не лучшими гемостатическими характеристиками и меньшей силой адгезии к живым тканям, чем ожидается. Кроме того, некоторые из этих полимеров уступают по запечатывающим характеристикам и впитывающей способности.Many hemostatic agents are widely known and commercially available today. Such hemostatic agents include fibrin-based hemostatic agents, which use fibrin at the final stage of the body's blood clotting mechanism, cyanoacrylate-based hemostatic agents, based on the same components and operating principle as instant adhesives to achieve hemostasis (see, for example, patent publication Korea No. 2009-0077759), and hemostatic agents formed from natural polymeric materials such as chitosan, gelatin and collagen to act as physical barriers to hemostasis. However, fibrin-based hemostatic agents carry the risk of infection due to ingredients derived from living organisms and are difficult to use for hemostasis in patients taking anticoagulants. Cyanoacrylate-based hemostatic agents release toxic substances such as formaldehyde when degraded in vivo. Hemostatic agents formed from natural polymeric materials do not have better hemostatic characteristics and less adhesion to living tissues than expected. In addition, some of these polymers are inferior in sealing performance and absorbency.
Нерастворимые в крови губкоподобные структуры известны в качестве медицинских продуктов для гемостаза. Эти медицинские продукты впитывают кровь из места кровотечения и останавливают кровотечение благодаря механизму коагуляции крови in vivo. Эти медицинские продукты удобно использовать, потому что они не прилипают к хирургическим инструментам из-за отсутствия адгезивности. Эти медицинские продукты могут отводить кровь от места кровотечения благодаря своей способности впитывать кровь. Однако эти медицинские продукты требуют отдельных средств для обеспечения их плотного контакта с тканями в местах кровотечений, потому что сами они не обладают адгезией к живым тканям. Другим недостатком этих медицинских продуктов являются их слабые гемостатические характеристики.Blood-insoluble sponge-like structures are known as medical products for hemostasis. These medical products absorb blood from the bleeding site and stop the bleeding through the in vivo blood coagulation mechanism. These medical products are convenient to use because they do not stick to surgical instruments due to lack of adhesiveness. These medical products can move blood away from the bleeding site due to their ability to absorb blood. However, these medical products require separate means to ensure firm contact with tissue at bleeding sites because they themselves do not adhere to living tissue. Another disadvantage of these medical products is their weak hemostatic properties.
Другим известным медицинским продуктом для гемостаза является растворимая в крови мембранная структура. При контакте с кровью в месте кровотечения данный медицинский продукт растворяется с образованием физической пленки на месте кровотечения и приклеивается к месту кровотечения. Благодаря такому механизму, данный медицинский продукт обеспечивает достижение гемостаза. Благодаря своей адгезивной функции, данный медицинский продукт устраняет неудобство использования отдельного средства для адгезии к живым тканям. Преимуществом данного медицинского продукта являются прекрасные гемостатические характеристики, но он имеет склонность к прилипанию к хирургическим инструментам, вызывая неудобства в применении, и не может отводить кровь от места кровотечения.Another well-known medical product for hemostasis is blood soluble membrane structure. Upon contact with blood at the bleeding site, this medical product dissolves to form a physical film at the bleeding site and adheres to the bleeding site. Thanks to this mechanism, this medical product ensures the achievement of hemostasis. Thanks to its adhesive function, this medical product eliminates the inconvenience of using a separate agent for adhesion to living tissue. This medical product has the advantage of excellent hemostatic properties, but it tends to stick to surgical instruments, causing inconvenience in use, and cannot drain blood away from the bleeding site.
Раскрытие изобретенияDisclosure of the Invention
В одном аспекте настоящего изобретения описан аппликационный гемостатический материал, содержащий: слой пористой матрицы, содержащий биосовместимый полимер; гемостатический слой, нанесенный на слой пористой матрицы и содержащий полимер, в который введены фрагменты, содержащие бензольное кольцо, содержащее одну или больше гидроксильных групп; и связующий слой, расположенный между слоем пористой матрицы и гемостатическим слоем, предотвращающий отделение слоя пористой матрицы от гемостатического слоя.In one aspect of the present invention there is described a hemostatic application material comprising: a porous matrix layer containing a biocompatible polymer; a hemostatic layer deposited on the porous matrix layer and containing a polymer into which fragments containing a benzene ring containing one or more hydroxyl groups are introduced; and a tie layer located between the porous matrix layer and the hemostatic layer to prevent separation of the porous matrix layer from the hemostatic layer.
В другом аспекте настоящего изобретения описан способ производства аппликационного гемостатического материала. В одном варианте осуществления, данный способ включает (a) растворение полимера, содержащего введенные в него фенол- или многоатомный фенол-содержащие фрагменты, в воде с получением раствора для формирования гемостатического слоя, (b) обеспечение пористой матрицы, образованной из биосовместимого полимера, (c) введение раствора для формирования гемостатического слоя в контакт с поверхностью пористой матрицы так, чтобы раствор для формирования гемостатического слоя импрегнировался в поры пористой матрицы, и (d) высушивание раствора для формирования гемостатического слоя с одновременным образованием гемостатического слоя на поверхности пористой матрицы и связующего слоя на границе между пористой матрицей и гемостатическим слоем.In another aspect of the present invention, a method for producing a hemostatic application material is described. In one embodiment, the method comprises (a) dissolving a polymer containing phenol- or polyhydric-phenol-containing moieties incorporated therein in water to form a solution to form a hemostatic layer, (b) providing a porous matrix formed from a biocompatible polymer, ( c) bringing the hemostatic layer forming solution into contact with the surface of the porous matrix such that the hemostatic layer forming solution is impregnated into the pores of the porous matrix, and (d) drying the hemostatic layer forming solution while simultaneously forming a hemostatic layer on the surface of the porous matrix and the tie layer at the boundary between the porous matrix and the hemostatic layer.
Краткое описание чертежейBrief description of drawings
На Фиг. 1 изображен схематический вид в поперечном разрезе, иллюстрирующий один вариант осуществления аппликационного гемостатического материала.In FIG. 1 is a schematic cross-sectional view illustrating one embodiment of a hemostatic application material.
На Фиг. 2 изображена схематическая диаграмма, иллюстрирующая процесс гемостаза и запечатывания крови при применении аппликационного гемостатического материала по одному варианту осуществления к месту кровотечения.In FIG. 2 is a schematic diagram illustrating the process of hemostasis and blood sealing when the hemostatic application material of one embodiment is applied to a bleeding site.
На Фиг. 3 изображены структуры гемостатической многослойной губки, полученной путем импрегенирования в желатиновый слой хитозан-катехинового раствора, имеющего низкую вязкость, и гемостатической многослойной губки, полученной путем импрегнирования в желатиновый слой хитозан-катехинового раствора, имеющего высокую вязкость.In FIG. 3 shows the structures of a hemostatic multilayer sponge obtained by impregnating a chitosan-catechol solution having a low viscosity into a gelatin layer, and a hemostatic multilayer sponge obtained by impregnating a chitosan-catechol solution having a high viscosity into a gelatin layer.
На Фиг. 4 приведены изображения поперечного разреза многослойной губки, полученные методом сканирующей электронной микроскопии.In FIG. Figure 4 shows images of a cross section of a multilayer sponge obtained by scanning electron microscopy.
На Фиг. 5 изображены фотографии с результатами анализа запечатывающих свойств гемостатических губок.In FIG. Figure 5 shows photographs with the results of an analysis of the sealing properties of hemostatic sponges.
Осуществление изобретенияCarrying out the invention
Если не указано иное, все технические и научные термины, использующиеся в настоящем тексте, имеют значения, хорошо известные квалифицированным специалистам в той области, к которой относится настоящее изобретение. В целом, используемая в настоящем тексте номенклатура хорошо известна и широко применяется в данной области техники.Unless otherwise specified, all technical and scientific terms used in this text have the meanings well known to those skilled in the art to which the present invention relates. In general, the nomenclature used herein is well known and widely used in the art.
Раскрытые в настоящей заявке варианты осуществления будут далее описаны более подробно с привлечением соответствующих чертежей.The embodiments disclosed herein will now be described in more detail with reference to the accompanying drawings.
В одном аспекте настоящего изобретения описан аппликационный гемостатический материал. На Фиг. 1 изображен схематический поперечный разрез, иллюстрирующий один вариант осуществления аппликационного гемостатического материала. На Фиг. 1, аппликационный гемостатический материал 100 включает: слой 110 пористой матрицы, содержащий биосовместимый полимер; гемостатический слой 130, нанесенный на слой 110 пористой матрицы и содержащий полимер, в который введены многоатомный фенол-содержащие фрагменты; и связующий слой 120, расположенный между слоем 110 пористой матрицы и гемостатическим слоем 130 для предотвращения отделения слоя 110 пористой матрицы от гемостатического слоя 130.In one aspect of the present invention, an applicationable hemostatic material is described. In FIG. 1 is a schematic cross-sectional view illustrating one embodiment of a hemostatic material application. In FIG. 1, the hemostatic application material 100 includes: a porous matrix layer 110 containing a biocompatible polymer; a hemostatic layer 130 deposited on the porous matrix layer 110 and containing a polymer into which polyhydric phenol-containing moieties are introduced; and a tie layer 120 located between the porous matrix layer 110 and the hemostatic layer 130 to prevent the porous matrix layer 110 from separating from the hemostatic layer 130.
Слой 110 пористой матрицы может быть в форме тканого материала, нетканого материала, вспененного полимера или губки. Слой 110 пористой матрицы может находиться в контакте с местом травмы, таким как место кровотечения, и может иметь множество пор для размещения абсорбированных биологических жидкостей. Слой 110 пористой матрицы может удерживать кровь, экссудаты и другие поступающие в него жидкости, предотвращая заливание ими места травмы и обеспечивая наступление гемостаза (остановки кровотечения). Матрица предпочтительно образована из биосовместимого полимера, который достаточно эластичный и обладает хорошей смачиваемостью и впитывающей способностью для жидкостей, таких как кровь. Поры могут быть взаимосвязаны друг с другом в матрице с образованием трехмерной структуры.The porous matrix layer 110 may be in the form of a woven material, a non-woven material, a foamed polymer, or a sponge. The porous matrix layer 110 may be in contact with a site of injury, such as a bleeding site, and may have a plurality of pores to accommodate absorbed body fluids. The porous matrix layer 110 can retain blood, exudates, and other fluids entering it, preventing them from flooding the injury site and allowing hemostasis to occur (stop bleeding). The matrix is preferably formed from a biocompatible polymer that is sufficiently elastic and has good wettability and absorbency for liquids such as blood. The pores can be interconnected with each other in the matrix to form a three-dimensional structure.
Биосовместимый полимер предпочтительно представляет собой материал, который может адсорбироваться in vivo с течением времени посредством ферментативного разложения, биологического разложения или гидролиза после применения in vivo.The biocompatible polymer is preferably a material that can be adsorbed in vivo over time through enzymatic degradation, biological degradation or hydrolysis after in vivo use.
Биосовместимый полимер предпочтительно представляет собой нерастворимый в крови материал. В частности, биосовместимый полимер нерастворим в воде при нейтральном значении pH при температуре примерно 37°C, что представляет собой условия in vivo. Биосовместимый полимер биологически разлагается в течение 3 месяцев, предпочтительно в течение 8 недель после применения in vivo. Предпочтительно, биосовместимый полимер естественным образом разлагается в течение указанного выше периода времени после того как достигнуто целевое назначение после закрывания раны.The biocompatible polymer is preferably a blood insoluble material. In particular, the biocompatible polymer is insoluble in water at neutral pH at a temperature of approximately 37°C, which represents in vivo conditions. The biocompatible polymer biodegrades within 3 months, preferably within 8 weeks, after in vivo application. Preferably, the biocompatible polymer degrades naturally within the above period of time after its intended purpose is achieved after wound closure.
Биосовместимый полимер может представлять собой природный или синтетический биоразлагаемый полимер. В частности, природный биоразлагаемый полимер может быть выбран из группы, состоящей из коллагена, фибронектина, фибрина, желатина, эластина, хитина, хитозана, крахмала, декстрозы, декстрана, альгиновой кислоты, гиалуроновой кислоты, целлюлозы, их производных и их сополимеров. В частности, синтетический биоразлагаемый полимер может быть выбран из группы, состоящей из поли(молочной кислоты) (PLA), поли(гликолевой кислоты) (PGA), поли(D,L-лактид-со-гликолида) (PLGA), поли(ε-капролактона) (PCL), полигидроксиалканоата, полиангидрида, полиортоэфира, полиамина, их производных и их сополимеров. Перечисленные выше биоразлагаемые полимеры приведены исключительно в иллюстративных целях. Без ограничений может использоваться любой полимер, имеющий гидролизуемый скелет, такой как амидный, из алифатических сложных эфиров, мочевинный, уретановый, простоэфирный или пептидный скелет (основную цепь).The biocompatible polymer may be a natural or synthetic biodegradable polymer. In particular, the natural biodegradable polymer may be selected from the group consisting of collagen, fibronectin, fibrin, gelatin, elastin, chitin, chitosan, starch, dextrose, dextran, alginic acid, hyaluronic acid, cellulose, derivatives thereof, and copolymers thereof. In particular, the synthetic biodegradable polymer may be selected from the group consisting of poly(lactic acid) (PLA), poly(glycolic acid) (PGA), poly(D,L-lactide-co-glycolide) (PLGA), poly( ε-caprolactone) (PCL), polyhydroxyalkanoate, polyanhydride, polyorthoester, polyamine, derivatives thereof and copolymers thereof. The biodegradable polymers listed above are for illustrative purposes only. Without limitation, any polymer having a hydrolyzable skeleton, such as an amide, aliphatic ester, urea, urethane, ether or peptide backbone, can be used.
Производными биосовместимых полимеров могут быть соли биосовместимых полимеров. Альтернативно, производными биосовместимых полимеров могут быть продукты модификации, образующиеся путем замены или модификации функциональных групп (например, -OH, -SH, -NH2, -COOH или -NHC(O)CH3) в биосовместимых полимерах на другие гидрофильные группы или другие биосовместимые полимеры, или соли продуктов модификации.Derivatives of biocompatible polymers can be salts of biocompatible polymers. Alternatively, derivatives of biocompatible polymers can be modification products formed by replacing or modifying functional groups (for example, -OH, -SH, -NH 2 , -COOH or -NHC(O)CH 3 ) in biocompatible polymers with other hydrophilic groups or other biocompatible polymers, or salts of modification products.
Матрица, содержащая биосовместимый полимер, может представлять собой, например, желатиновую или коллагеновую прокладку, которая обуславливает меньший воспалительный ответ и обеспечивает прекрасную биофункциональность и биоразлагаемость после трансплантации in vivo. Желатиновые и коллагеновые прокладки разлагаются с высокой скоростью, как указано выше, благодаря работе протеаз, обильно экспрессируемых в соответствующих тканях после гемостаза. Матрица оказывает первичный гемостатический эффект благодаря биосовместимому полимеру. Вторичный гемостатический эффект матрицы обусловлен адсорбцией биологических жидкостей и эффективным сжиманием расширяющейся матрицей. Кроме того, матрица имеет прекрасные запечатывающие характеристики.The matrix containing the biocompatible polymer may be, for example, a gelatin or collagen pad, which causes less inflammatory response and provides excellent biofunctionality and biodegradability after transplantation in vivo. Gelatin and collagen pads are degraded at a high rate, as stated above, due to the work of proteases abundantly expressed in the corresponding tissues after hemostasis. The matrix has a primary hemostatic effect thanks to a biocompatible polymer. The secondary hemostatic effect of the matrix is due to the adsorption of biological fluids and effective compression by the expanding matrix. In addition, the matrix has excellent sealing characteristics.
Биосовместимый полимер может быть сшитым или несшитым. Биосовместимый полимер предпочтительно имеет сшитую структуру, которая не растворяется в воде и может сохранять свою форму даже при контакте с кровью. Биосовместимый полимер может формировать пористую структуру, которая адсорбирует кровь, сохраняя свою форму. Пористая структура может придавать матрице запечатывающие кровь свойства.The biocompatible polymer may be cross-linked or non-cross-linked. The biocompatible polymer preferably has a cross-linked structure that is insoluble in water and can retain its shape even when in contact with blood. The biocompatible polymer can form a porous structure that adsorbs blood while maintaining its shape. The porous structure may impart blood-sealing properties to the matrix.
Биосовместимый полимер может быть получен из волокнистого, порошкового или жидкого сырья, которое может быть переработано в пористую матрицу. Получение биосовместимого полимера может включать подкисление до pH 1,5 - 4 и нейтрализацию щелочным раствором. Пористая матрица, использующая биосовместимый полимер, может быть получена лиофилизацией геля, суспензии или раствора биосовместимого полимера. Матрица может быть подвергнута сшиванию путем смешивания исходного материала со сшивающим агентом в органическом растворителе и полимеризации исходного материала. Сшивающий агент может представлять собой, например, глутаровый альдегид, формальдегид, ацетальдегид, этиленформальдегид, ацетальдегид или этилен изопропанол.A biocompatible polymer can be produced from fibrous, powder or liquid feedstocks, which can be processed into a porous matrix. Preparation of a biocompatible polymer may involve acidification to pH 1.5 - 4 and neutralization with an alkaline solution. A porous matrix using a biocompatible polymer can be prepared by lyophilizing a gel, suspension or solution of the biocompatible polymer. The matrix can be crosslinked by mixing the starting material with a crosslinking agent in an organic solvent and polymerizing the starting material. The crosslinking agent may be, for example, glutaraldehyde, formaldehyde, acetaldehyde, ethylene formaldehyde, acetaldehyde or ethylene isopropanol.
Толщина слоя 110 пористой матрицы не ограничивается каким-либо специальным образом, но она составляет от 1 до 20 миллиметров (мм), предпочтительно от 1 до 15 миллиметров. Если толщина меньше указанного нижнего предела, то слой пористой матрицы не может служить достаточным адсорбционным барьером для крови. А если толщина превышает указанный верхний предел, может потребоваться слишком долгое время для разложения in vivo.The thickness of the porous matrix layer 110 is not particularly limited, but it is from 1 to 20 millimeters (mm), preferably from 1 to 15 millimeters. If the thickness is less than the specified lower limit, then the porous matrix layer cannot serve as a sufficient adsorption barrier for blood. And if the thickness exceeds the specified upper limit, it may take too long to degrade in vivo.
Гемостатический слой 130 существует в виде отдельного слоя от слоя 110 пористой матрицы и может быть сложен со слоем 110 пористой матрицы через связующий слой 120 без отделения от слоя 110 пористой матрицы. Гемостатический слой 130 содержит полимер, в который введены фрагменты, содержащие бензольное кольцо, имеющее одну или больше гидроксильных групп (т.е. фенол- или многоатомный фенол-содержащие фрагменты). Фрагменты, содержащие бензольное кольцо, представляют собой многоатомный фенол-содержащие фрагменты, которые являются предпочтительными по своим гемостатическим характеристикам и адгезивным характеристикам. Многоатомный фенол означает бензольное кольцо, содержащее две или больше гидроксильных групп (-OH). Многоатомный фенол предпочтительно представляет собой катехин, содержащий две гидроксильные группы (-OH), или галлол, содержащий три гидроксильные группы (-OH). В некоторых вариантах осуществления, некоторые из атомов водорода в феноле или многоатомном феноле могут быть заменены на другие гидрофильные функциональные группы.The hemostatic layer 130 exists as a separate layer from the porous matrix layer 110 and can be stacked with the porous matrix layer 110 through the tie layer 120 without being separated from the porous matrix layer 110. The hemostatic layer 130 contains a polymer into which moieties containing a benzene ring having one or more hydroxyl groups (ie, phenol or polyhydric phenol-containing moieties) are incorporated. Benzene ring-containing moieties are polyhydric phenol-containing moieties that are advantageous for their hemostatic and adhesive properties. Polyhydric phenol means a benzene ring containing two or more hydroxyl groups (-OH). The polyhydric phenol is preferably catechol containing two hydroxyl groups (-OH) or galol containing three hydroxyl groups (-OH). In some embodiments, some of the hydrogen atoms in the phenol or polyhydric phenol may be replaced by other hydrophilic functional groups.
Полимер предпочтительно представляет собой биосовместимый полимер. Биосовместимый полимер может представлять собой природный или синтетический биоразлагаемый полимер. Конкретнее, биосовместимый полимер является таким же как описано выше для полимера, используемого в слое 110 пористой матрицы.The polymer is preferably a biocompatible polymer. The biocompatible polymer may be a natural or synthetic biodegradable polymer. More specifically, the biocompatible polymer is the same as described above for the polymer used in the porous matrix layer 110.
Полимер может быть выбран из группы, состоящей из желатина, коллагена, фибрина, эластина, гиалуроновой кислоты, альгиновой кислоты, альгината, карбоксиметил целлюлозы, карбоксиэтил целлюлозы, гидроксиметил целлюлозы, фибрина, гепарина, хитина, хитозана и их производных, которые являются предпочтительными по своим гемостатическим характеристикам, биоразлагаемости и эффекту регенерации тканей.The polymer may be selected from the group consisting of gelatin, collagen, fibrin, elastin, hyaluronic acid, alginic acid, alginate, carboxymethyl cellulose, carboxyethyl cellulose, hydroxymethyl cellulose, fibrin, heparin, chitin, chitosan and derivatives thereof, which are preferred in their hemostatic characteristics, biodegradability and tissue regeneration effect.
Фенол-содержащие фрагменты или многоатомные фенол-содержащие фрагменты, такие как катехин или галлол, могут быть присоединены к боковым цепям или концам полимерного скелета, например, через такие функциональные группы как -NH2, -SH, -OH или -COOH. Фенол- или многоатомный фенол-содержащий фрагмент может быть представлен фрагментом “фенол-L-” или “многоатомный фенол-L-”, где L может представлять собой простую связь, C1-C10 алифатическую углеводородную цепь, необязательно содержащую -O-, -S-, -NH-, -C(O)-, -C(O)O-, -OC(O)O- или -C(O)NH-, или C3-C10 алициклическую углеводородную цепь, необязательно содержащую -O-, -S-, -NH-, -C(O)-, -C(O)O-, -OC(O)O- или -C(O)NH-.Phenol-containing moieties or polyhydric phenol-containing moieties, such as catechol or galol, can be attached to the side chains or ends of the polymer backbone, for example, through functional groups such as -NH 2 , -SH, -OH or -COOH. The phenol or polyhydric phenol-containing moiety may be represented by the moiety “phenol-L-” or “polyhydric phenol-L-”, where L may be a single bond, a C 1 -C 10 aliphatic hydrocarbon chain, optionally containing -O-, -S-, -NH-, -C(O)-, -C(O)O-, -OC(O)O- or -C(O)NH-, or C 3 -C 10 alicyclic hydrocarbon chain, optional containing -O-, -S-, -NH-, -C(O)-, -C(O)O-, -OC(O)O- or -C(O)NH-.
В типичном случае, фенол- или многоатомные фенол-содержащие фрагменты могут быть конъюгированы с биосовместимым полимером посредством реакции между функциональными группами биосовместимого полимера и концевыми группами фенол- или многоатомный фенол-содержащего соединения. Реакция может быть проведена различными путями, такими как химический синтез, электрохимический синтез и энзиматический синтез.Typically, phenol or polyhydric phenol-containing moieties can be conjugated to a biocompatible polymer through a reaction between functional groups of the biocompatible polymer and terminal groups of the phenol or polyhydric phenol-containing compound. The reaction can be carried out in various ways, such as chemical synthesis, electrochemical synthesis and enzymatic synthesis.
Фенол- или многоатомные фенол-содержащие фрагменты могут присутствовать в количестве 1 - 50 мол.%, 1 - 40 мол.%, 1 - 30 мол.% или 2 - 25 мол.%, из расчета на общее число молей повторяющихся звеньев в биосовместимом полимере. Если содержание фенол- или многоатомный фенол-содержащих фрагментов меньше указанного нижнего предела, это может привести к низкой растворимости в крови и слабым гемостатическим характеристикам и адгезивным характеристикам. В то же время, если содержание фенол- или многоатомный фенол-содержащих фрагментов превышает указанный верхний предел, то катехин может окисляться.Phenol or polyhydric phenol-containing moieties may be present in amounts of 1 - 50 mol.%, 1 - 40 mol.%, 1 - 30 mol.% or 2 - 25 mol.%, based on the total number of moles of repeating units in the biocompatible polymer. If the content of phenol or polyhydric phenol-containing moieties is less than the specified lower limit, it may result in low solubility in blood and poor hemostatic and adhesive properties. At the same time, if the content of phenol or polyhydric phenol-containing fragments exceeds the specified upper limit, then catechin can be oxidized.
Различные материалы подходят для гемостатического слоя 130. На Схемах реакции 1 и 2 показаны методы синтеза хитозановых полимеров, в которые катехин-содержащие фрагменты введены реакцией между хитозановым полимером и катехин-содержащим соединением.Various materials are suitable for the hemostatic layer 130. Reaction Schemes 1 and 2 show methods for the synthesis of chitosan polymers into which catechol-containing moieties are introduced by reaction between a chitosan polymer and a catechol-containing compound.
Схема реакции 1Reaction scheme 1
Схема реакции 2Reaction scheme 2
где x, y и z все представляют собой целые числа, и m представляет собой целое число от 50 до 6000.where x, y and z are all integers, and m is an integer between 50 and 6000.
На Схеме реакции 1 показано образование амидных фрагментов посредством карбодиимидного сочетания, в котором катехин с концевой карбоксильной группой, такой как 3,4-дигидроксигидрокоричная кислота (т.е. гидрокофеиновая кислота) конъюгируется с аминными группами хитозанового скелета. Реакцию проводят при pH от 5 до 6, чтобы предотвратить окисление катехина. Используется протонный растворитель, такой как этанол, чтобы предотвратить выпадение в осадок нерастворимого в воде хитозана во время реакции. В результате этого амидного сочетания катехин обычно вводится в скелет полимера со степенью замещения от 4 до 30 мол.% относительно аминных групп. Катехин может быть введен со степенью замещения 80 мол.% или больше при проведении реакции в течение длительного времени до нескольких дней.Reaction Scheme 1 shows the formation of amide moieties through carbodiimide coupling, in which a carboxyl-terminated catechol such as 3,4-dihydroxyhydrocinnamic acid (ie, hydrocaffeic acid) is conjugated to the amine groups of the chitosan backbone. The reaction is carried out at a pH of 5 to 6 to prevent oxidation of catechin. A protic solvent such as ethanol is used to prevent water-insoluble chitosan from precipitating during the reaction. As a result of this amide coupling, catechol is typically incorporated into the polymer backbone with a degree of substitution ranging from 4 to 30 mol% relative to the amine groups. Catechin can be introduced with a degree of substitution of 80 mol.% or more when the reaction is carried out over a long period of time up to several days.
На Схеме реакции 2 показана реакция восстановительного аминирования, в которой катехин с концевой альдегидной группой, такой как 3,4-дигидроксибензальдегид, реагирует с аминными группами хитозанового скелета, и образующиеся иминные связи (C=N-) восстанавливают до -C-N- связей с помощью восстановителя, такого как NaBH4. В результате этого восстановительного аминирования катехин может быть введен в скелет полимера со степенью замещения от 18 до 80 мол.% за короткое время.Reaction Scheme 2 shows a reductive amination reaction in which an aldehyde-terminated catechol such as 3,4-dihydroxybenzaldehyde reacts with the amine groups of the chitosan backbone and the resulting imine bonds (C=N-) are reduced to -CN- bonds by a reducing agent such as NaBH 4 . As a result of this reductive amination, catechol can be introduced into the polymer skeleton with a degree of substitution from 18 to 80 mol.% in a short time.
Материал, который растворяется при контакте с кровью и формирует гель, может быть использован для гемостатического слоя. Такие материалы включают хитозан-катехин, гиалуроновая кислота-катехин, желатин-катехин, коллаген-катехин, полиамин-катехин, хитозан-галлол, гиалуроновая кислота-галлол, желатин-галлол, коллаген-галлол и полиамин-галлол.A material that dissolves upon contact with blood and forms a gel can be used for a hemostatic layer. Such materials include chitosan-catechin, hyaluronic acid-catechin, gelatin-catechin, collagen-catechin, polyamine-catechin, chitosan-gallol, hyaluronic acid-gallol, gelatin-gallol, collagen-gallol and polyamine-gallol.
Из числа перечисленных выше разных полимеров, полимерные соединения, например, такие как хитозан, известны как останавливающие кровотечение. В частности, положительно заряженный фрагмент -NH3 + в хитозане притягивает отрицательно заряженные тромбоциты в крови, и в результате тромбоциты быстро агрегируют, обеспечивая быстрое наступление гемостаза. Однако, поскольку это свойство ограничено только экстремально кислой средой с pH 2, у хитозана практически нет гемостатического потенциала в живом организме со средой близкой к нейтральной (pH 7). Однако полимер, используемый в гемостатическом слое аппликационного гемостатического материала по настоящему изобретению, модифицирован многоатомным фенолом, таким как катехин или галлол, чтобы обеспечить адгезивные свойства даже в нейтральной водной среде, такой как кровь. В результате модифицированный полимер растворяется в крови и через некоторое время он обладает электрическими силами притяжения с эритроцитами для образования гемостатической пленки в месте кровотечения в ткани. Эта гемостатическая пленка сохраняется несколько дней и может естественным образом разлагаться ферментами в организме.Among the various polymers listed above, polymeric compounds such as chitosan, for example, are known to stop bleeding. In particular, the positively charged -NH 3 + moiety in chitosan attracts negatively charged platelets in the blood, and as a result, platelets quickly aggregate, ensuring rapid onset of hemostasis. However, since this property is limited only to extremely acidic environments with pH 2, chitosan has virtually no hemostatic potential in a living organism with an environment close to neutral (pH 7). However, the polymer used in the hemostatic layer of the hemostatic application material of the present invention is modified with a polyhydric phenol such as catechin or galol to provide adhesive properties even in a neutral aqueous medium such as blood. As a result, the modified polymer dissolves in the blood and after some time it has electrical forces of attraction with red blood cells to form a hemostatic film at the site of bleeding in the tissue. This hemostatic film lasts for several days and can be naturally broken down by enzymes in the body.
Благодаря присутствию ароматики и -OH группы в феноле или многоатомном феноле, твердый гемостатический слой 130 может легко растворяться в крови и затем формировать гель. Механизм гемостаза и адгезии гемостатического слоя 130 может быть объяснен различным образом. Гемостатический слой 130 позволяет достичь быстрого и сильного гемостаза и адгезии к ткани вследствие π-π взаимодействия между ароматическими группами, водородной связи и координационной связи с ионами металлов, или катион-π связывания между ионами металлов и ароматическими кольцами без необходимости использования отдельного специального сшивающего агента или использования энергии ультрафиолета или тепла.Due to the presence of aromatics and -OH group in the phenol or polyhydric phenol, the solid hemostatic layer 130 can easily dissolve in the blood and then form a gel. The mechanism of hemostasis and adhesion of the hemostatic layer 130 can be explained in various ways. The hemostatic layer 130 allows for rapid and strong hemostasis and tissue adhesion due to π-π interaction between aromatic groups, hydrogen bonding and coordination bonding with metal ions, or cation-π bonding between metal ions and aromatic rings without the need for a separate special cross-linker or using ultraviolet energy or heat.
В предпочтительном варианте осуществления, гемостатический слой 130 может содержать и фенол- или многоатомный фенол-содержащие фрагменты, и их окисленные формы. В результате бензольные кольца, содержащие –OH, и бензольные кольца, содержащие =O, могут сосуществовать в полимере гемостатического слоя 130. Например, гидроксильные группы (-OH) катехиновых фрагментов (), введенных в полимер гемостатического слоя 130, могут искусственным или естественным образом окисляться при производстве аппликационного гемостатического материала 100, превращая некоторые из катехиновых фрагментов в хиноновые фрагменты ().In a preferred embodiment, hemostatic layer 130 may contain both phenol or polyhydric phenol-containing moieties and oxidized forms thereof. As a result, benzene rings containing –OH and benzene rings containing =O can coexist in the hemostatic layer polymer 130. For example, hydroxyl groups (-OH) of catechol moieties ( ) incorporated into the polymer of the hemostatic layer 130 may be artificially or naturally oxidized during the production of the application hemostatic material 100, converting some of the catechol moieties to quinone moieties ( ).
Хинон-содержащие фрагменты могут реагировать с -NH2, присутствующими в органических материалах, таких как белки тканей, белки крови или полимер гемостатического слоя, растворенный в крови, с образованием ковалентных связей между белками и катехиновыми фрагментами. Образование ковалентных связей может дополнительно усилить способность гемостатического слоя прикрепляться к ткани и останавливать кровотечение. После образования ковалентных связей, оксо-группы (=O) хиноновых фрагментов восстанавливаются до гидроксильных групп (-OH). Гидроксильные группы могут образовывать водородные связи с атомами азота и кислорода в органических материалах. Хинон может реагировать с амином, образуя ковалентную связь, например, по механизму присоединения по Михаэлю (Схема реакции 3) или реакции образования основания Шиффа (Схема реакции 4).Quinone-containing moieties can react with -NH 2 present in organic materials such as tissue proteins, blood proteins, or hemostatic layer polymer dissolved in blood to form covalent bonds between the proteins and catechol moieties. The formation of covalent bonds can further enhance the ability of the hemostatic layer to adhere to tissue and stop bleeding. After the formation of covalent bonds, the oxo groups (=O) of the quinone moieties are reduced to hydroxyl groups (-OH). Hydroxyl groups can form hydrogen bonds with nitrogen and oxygen atoms in organic materials. A quinone can react with an amine to form a covalent bond, for example by a Michael addition mechanism (Reaction Scheme 3) or a Schiff base formation reaction (Reaction Scheme 4).
Схема реакции 3Reaction scheme 3
Схема реакции 4Reaction scheme 4
В одном варианте осуществления, содержание окисленных фрагментов в гемостатическом слое 130 может составлять 50 мол.% или меньше, предпочтительно 40 мол.% или меньше, более предпочтительно 30 мол.% или меньше, из расчета на общее число молей фенол- или многоатомных фенол-содержащих фрагментов и окисленных фрагментов. Нижняя граница содержания окисленных фрагментов предпочтительно составляет 0,1 мол.% или больше. В этом диапазоне способность гемостатического слоя 130 присоединяться к ткани и останавливать кровотечение может быть оптимизирована. При увеличении содержания окисленных фрагментов увеличивается число сильных связей, таких как ковалентные связи, как описано выше. Однако с точки зрения быстрого гемостаза необходимо поддерживать более высокое содержание -OH. Поэтому предпочтительно поддерживать содержание -OH в нужном диапазоне.In one embodiment, the content of oxidized moieties in hemostatic layer 130 may be 50 mol% or less, preferably 40 mol% or less, more preferably 30 mol% or less, based on the total number of moles of phenol or polyhydric phenol. containing fragments and oxidized fragments. The lower limit of the content of oxidized fragments is preferably 0.1 mol.% or more. In this range, the ability of the hemostatic layer 130 to adhere to tissue and stop bleeding can be optimized. As the content of oxidized moieties increases, the number of strong bonds, such as covalent bonds, as described above, increases. However, from the point of view of rapid hemostasis, it is necessary to maintain a higher -OH content. Therefore, it is preferable to maintain the -OH content within the desired range.
Хотя механизм связывания посредством ковалентного связывания работает медленнее, чем описанный выше механизм катион-π связывания, он может обеспечить очень высокую силу адгезии к белкам живых тканей. Соответственно, способность аппликационного гемостатического материала 100, содержащего гемостатический слой 130, останавливать кровотечение и запечатывать кровь может быть улучшена, когда аппликационный гемостатический материал 100 применяется к кровоточащим тканям человека.Although the covalent binding mechanism is slower than the cation-π binding mechanism described above, it can provide very high adhesion strength to proteins in living tissues. Accordingly, the ability of the hemostatic application material 100 containing the hemostatic layer 130 to stop bleeding and seal blood can be improved when the hemostatic application material 100 is applied to bleeding human tissues.
По мере увеличения числа -OH групп, связанных с одним бензольным кольцом в фенол- или многоатомных фенол-содержащих фрагментах, введенных в биосовместимый полимер, вероятность окисления до хиноновых форм с течением времени повышается, но увеличивается число сайтов, способных взаимодействовать с чужеродными белками, что улучшает гемостатические характеристики и адгезивные характеристики.As the number of -OH groups associated with a single benzene ring in phenol or polyhydric phenol-containing moieties introduced into a biocompatible polymer increases, the likelihood of oxidation to quinone forms increases over time, but the number of sites capable of interacting with foreign proteins increases, which improves hemostatic characteristics and adhesive characteristics.
Связующий слой 120 расположен между слоем 110 пористой матрицы 110 и гемостатическим слоем 130. Аппликационный гемостатический материал 100 имеет многослойную структуру, в которой слой 110 пористой матрицы, способный впитывать кровь, связан с гемостатическим слоем 130, имеющим гемостатические свойства и адгезивные свойства. Очень важно, что эти два слоя хорошо связаны между собой, не отделяясь друг от друга при транспортировке и использовании аппликационного гемостатического материала 100. Однако, поскольку водорастворимый материал в слое 110 пористой матрицы и нерастворимый в воде материал в гемостатическом слое 130 имеют разные физические свойства, может вызвать сложности соединение этих двух слоев друг с другом без использования отдельного адгезива. Чтобы предотвратить отделение этих двух слоев друг от друга, могут быть приготовлены полуфабрикаты этих слоев и они могут быть соединены между собой дополнительным адгезивом. Однако использование адгезива может быть ограничено токсичностью и неэффективностью процесса.The bonding layer 120 is located between the layer 110 of the porous matrix 110 and the hemostatic layer 130. The hemostatic application material 100 has a multilayer structure in which the porous matrix layer 110 capable of absorbing blood is associated with a hemostatic layer 130 having hemostatic properties and adhesive properties. It is very important that these two layers are well bonded without being separated from each other during transportation and use of the application hemostatic material 100. However, since the water-soluble material in the porous matrix layer 110 and the water-insoluble material in the hemostatic layer 130 have different physical properties, It may be difficult to bond the two layers together without using a separate adhesive. To prevent the two layers from separating from each other, semi-finished layers can be prepared and they can be joined together with additional adhesive. However, the use of adhesives may be limited by toxicity and ineffectiveness of the process.
Составляющие компоненты гемостатического слоя 130 могут быть просто нанесены в виде покрытия на поверхность слоя 110 пористой матрицы без использования дополнительного адгезива. В этом случае, однако, эти два слоя могут недостаточно взаимодействовать друг с другом, что приводит к слабой адгезии между ними. В результате эти два слоя могут отделяться или отсоединяться друг от друга при транспортировке и использовании аппликационного гемостатического материала 100, что серьезно влияет на качество финального продукта.The constituent components of the hemostatic layer 130 can be simply coated onto the surface of the porous matrix layer 110 without the use of additional adhesive. In this case, however, the two layers may not interact enough with each other, resulting in poor adhesion between them. As a result, these two layers may separate or become detached from each other during transportation and use of the hemostatic application material 100, which seriously affects the quality of the final product.
Соответственно, связующий слой 120 служит для предотвращения отделения слоя 110 пористой матрицы от гемостатического слоя 130. Связующий слой 120 предпочтительно сформирован с использованием материала, который является смешиваемым со слоем 110 пористой матрицы и гемостатическим слоем 130. То есть, связующий слой сформирован с использованием материала, который может взаимодействовать с различными функциональными группами (например, -OH, - NH2 и -COOH) белков или полисахаридов в слое 110 пористой матрицы и функциональными группами белков в гемостатическом слое 130 посредством водородных связей или ковалентного связывания в результате реакций конденсации. Материал связующего слоя предпочтительно представляет собой материал, полученный из составных компонентов слоя 110 пористой матрицы и гемостатического слоя 130. Например, материал связующего слоя может представлять собой смесь или сополимер основного составного компонента слоя 110 пористой матрицы и основного составного компонента гемостатического слоя 130.Accordingly, the tie layer 120 serves to prevent the porous matrix layer 110 from separating from the hemostatic layer 130. The tie layer 120 is preferably formed using a material that is miscible with the porous matrix layer 110 and the hemostatic layer 130. That is, the tie layer is formed using a material which can interact with various functional groups (eg, -OH, -NH 2 and -COOH) of proteins or polysaccharides in the porous matrix layer 110 and protein functional groups in the hemostatic layer 130 through hydrogen bonds or covalent bonding through condensation reactions. The tie layer material is preferably a material derived from the composite components of the porous matrix layer 110 and the hemostatic layer 130. For example, the tie layer material may be a mixture or copolymer of the core composite component of the porous matrix layer 110 and the core composite component of the hemostatic layer 130.
Связующий слой 120 может быть введен различными способами. Например, связующий слой 120 может быть введен путем ламинирования пленки, образованной из материала для связующего слоя между двумя слоями 110 и 130, нанесения покрытия из материала связующего слоя на слой 110 пористой матрицы или импрегнирования материала связующего слоя в слой 110 пористой матрицы.The tie layer 120 can be introduced in various ways. For example, tie layer 120 may be introduced by laminating a film formed of a tie layer material between two layers 110 and 130, coating the tie layer material on the porous matrix layer 110, or impregnating the tie layer material into the porous matrix layer 110.
В предпочтительном варианте осуществления, связующий слой 120 может быть сформирован посредством достаточного импрегнирования компонентов гемостатического слоя 130 в слой 110 пористой матрицы. В результате связующий слой 120 может включать смешанный участок из биосовместимого полимера и полимера, содержащего введенные в него фенол- или многоатомный фенол-содержащие фрагменты. Жидкие компоненты гемостатического слоя 130 проникают глубоко в слой 110 пористой матрицы во время импрегнирования, так чтобы гидрофильные группы биосовместимого полимера, составляющего слой 110 пористой матрицы, могут сильно взаимодействовать с гидроксильными группами компонента гемостатического слоя 130 посредством водородных связей, давая возможность связующему слою 120 выполнить свою задачу. Поэтому связующий слой 120 может быть сформирован с использованием составных компонентов слоев 110 и 130 без отдельного адгезива, что позволяет избежать проблем, таких как токсичность и низкая биоразлагаемость или биоадсорбция, возникающих при использовании дополнительного адгезива. Смешиваемость связующего слоя с другими слоями 110 и 130 также достаточно высокая, чтобы предотвратить отделение слоев 110 и 130 друг от друга.In a preferred embodiment, the tie layer 120 can be formed by sufficiently impregnating the components of the hemostatic layer 130 into the porous matrix layer 110. As a result, the tie layer 120 may include a mixed portion of a biocompatible polymer and a polymer containing phenol or polyphenol containing moieties incorporated therein. The liquid components of the hemostatic layer 130 penetrate deeply into the porous matrix layer 110 during impregnation, so that the hydrophilic groups of the biocompatible polymer constituting the porous matrix layer 110 can interact strongly with the hydroxyl groups of the component of the hemostatic layer 130 through hydrogen bonding, allowing the bonding layer 120 to perform its function. task. Therefore, the tie layer 120 can be formed using the composite components of the layers 110 and 130 without a separate adhesive, thereby avoiding problems such as toxicity and poor biodegradability or bioadsorption that arise when using additional adhesive. The miscibility of the tie layer with the other layers 110 and 130 is also high enough to prevent the layers 110 and 130 from separating from each other.
В одном варианте осуществления, градиент концентрации, в котором концентрация многоатомный фенол-содержащих фрагментов снижается в направлении от гемостатического слоя 130 к слою 110 пористой матрицы, образованного из биосовместимого полимера, может быть создан в смешанном участке, в зависимости от того как формировать связующий слой 120. За счет такого градиента концентрации слой 110 пористой матрицы и гемостатический слой 130 могут быть более прочно связаны друг с другом через связующий слой 120, расположенный между ними.In one embodiment, a concentration gradient in which the concentration of polyhydric phenol-containing moieties decreases in the direction from the hemostatic layer 130 to the porous matrix layer 110 formed from a biocompatible polymer can be created in the mixed region, depending on how the tie layer 120 is formed. Due to this concentration gradient, the porous matrix layer 110 and the hemostatic layer 130 can be more firmly coupled to each other through the bonding layer 120 located between them.
Толщина связующего слоя 120 не ограничена каким-либо особым образом и обычно составляет от 1 до 1500 микрометров (мкм), предпочтительно от 100 до 1200 микрометров, более предпочтительно от 200 до 1000 микрометров. Если толщина связующего слоя 120 меньше указанного нижнего предела, то слой пористой матрицы и гемостатический слой могут отделяться друг от друга. При этом, если толщина связующего слоя 120 превышает верхний предел, то слой пористой матрицы может не достигаться, что приводит к ослаблению его адсорбционных и запечатывающих свойств.The thickness of the tie layer 120 is not particularly limited and is typically 1 to 1500 micrometers (µm), preferably 100 to 1200 micrometers, more preferably 200 to 1000 micrometers. If the thickness of the tie layer 120 is less than the specified lower limit, then the porous matrix layer and the hemostatic layer can be separated from each other. However, if the thickness of the binder layer 120 exceeds the upper limit, then the porous matrix layer may not be reached, which leads to a weakening of its adsorption and sealing properties.
Как описано выше, присутствие связующего слоя обеспечивает достаточную силу связывания между слоями без создания проблем, которые появляются при использовании дополнительного адгезива, при этом сохраняются требуемые физические свойства слоев, составляющих аппликационный гемостатический материал. Присутствие связующего слоя также выгодно для достижения желаемых характеристик продукта.As described above, the presence of a tie layer provides sufficient bonding strength between the layers without creating the problems that arise when using an additional adhesive, while maintaining the desired physical properties of the layers constituting the hemostatic application material. The presence of a tie layer is also beneficial in achieving the desired product characteristics.
Аппликационный гемостатический материал по настоящему изобретению обладает следующими эффектами, обеспечивающими преимущество. Связывание гемостатического слоя, имеющего адгезивные свойства, и слоя пористой матрицы, имеющего запечатывающие свойства, позволяет аппликационному гемостатическому материалу одновременно обладать адгезивными свойствами и запечатывающими свойствами, и дает аппликационному гемостатическому материалу возможность проявлять адгезию к месту кровотечения в ткани без вспомогательных средств, в то же время не давая аппликационному гемостатическому материалу прилипать к хирургическим инструментам во время хирургических операций. Поэтому данный аппликационный гемостатический материал удобен в использовании, обладает прекрасными гемостатическими характеристиками и способен запечатывать кровь от места кровотечения.The application hemostatic material of the present invention has the following effects providing advantages. Bonding a hemostatic layer having adhesive properties and a porous matrix layer having sealing properties allows the hemostatic application material to simultaneously have adhesive properties and sealing properties, and allows the hemostatic application material to exhibit adhesion to the site of bleeding in the tissue without auxiliary means, at the same time preventing the application hemostatic material from sticking to surgical instruments during surgical operations. Therefore, this application hemostatic material is easy to use, has excellent hemostatic characteristics and is capable of sealing blood from the bleeding site.
Использование гемостатических агентов на основе фибрина, действие которых основано на механизме свертывания крови в организме, обладает тем недостатком, что гемостаз невозможно обеспечить у пациентов, принимающих антикоагулянты. Напротив, в аппликационном гемостатическом материале по настоящему изобретению используются многоатомный фенол-содержащие фрагменты, являющиеся мимиками 3,4-дигидроксифенилаланина (DOPA) – белка, полученного из двустворчатых моллюсков, который проявляет прекрасные адгезивные свойства в воде, обеспечивая высокую силу адгезии к месту кровотечения. Благодаря одновременному присутствию ароматических колец и -OH функциональных групп в многоатомный фенол-содержащих фрагментах, гемостатический компонент связывается с белками крови по различным механизмам связывания, включая водородные связи, сильные координационные связи с металлами, ковалентное связывание и катион-π связывание, а не только по гемостатическому механизму in vivo, позволяя использовать данный аппликационный гемостатический материал для любого пациента и достигая быстрого гемостаза.The use of fibrin-based hemostatic agents, the action of which is based on the blood clotting mechanism in the body, has the disadvantage that hemostasis cannot be achieved in patients taking anticoagulants. In contrast, the application hemostatic material of the present invention uses polyhydric phenol-containing moieties that are mimics of 3,4-dihydroxyphenylalanine (DOPA), a protein derived from bivalve molluscs that exhibits excellent adhesive properties in water, providing high adhesion strength to the bleeding site. Due to the simultaneous presence of aromatic rings and -OH functional groups in polyhydric phenol-containing fragments, the hemostatic component binds to blood proteins through various binding mechanisms, including hydrogen bonds, strong coordination bonds with metals, covalent binding and cation-π binding, and not only hemostatic mechanism in vivo, allowing the use of this application hemostatic material for any patient and achieving rapid hemostasis.
Гемостатический слой и слой пористой матрицы не просто связаны вместе, а связаны друг с другом через связующий слой. Присутствие связующего слоя предотвращает отделение гемостатического слоя от слоя пористой матрицы при транспортировке и использовании аппликационного гемостатического материала.The hemostatic layer and the porous matrix layer are not simply bonded together, but are bonded to each other through a bonding layer. The presence of a bonding layer prevents the hemostatic layer from separating from the porous matrix layer during transportation and use of the hemostatic application material.
В частности, использование для гемостатического слоя полимера, в который введены фрагменты, содержащие бензольное кольцо, имеющее гидроксильные группы, дает гемостатическому слою способность быстрого обеспечения гемостаза по такому механизму как катион-π связывание. Кроме того, совместное присутствие хиноноподобных фрагментов, способных к ковалентному связыванию с чужеродными белками, позволяет одновременно обеспечить прекрасный гемостаз и сильную адгезию. Присутствие слоя пористой матрицы, прочно связанного с гемостатическим слоем через связующий слой, позволяет аппликационному гемостатическому материалу по настоящему изобретению обладать способностью адсорбировать и запечатывать кровь, а также иметь гемостатические свойства и адгезивные свойства.In particular, the use of a polymer for the hemostatic layer, into which fragments containing a benzene ring having hydroxyl groups are introduced, gives the hemostatic layer the ability to quickly provide hemostasis through a mechanism such as cation-π binding. In addition, the combined presence of quinone-like fragments, capable of covalent binding to foreign proteins, simultaneously ensures excellent hemostasis and strong adhesion. The presence of a porous matrix layer firmly associated with the hemostatic layer through the bonding layer allows the hemostatic application material of the present invention to have the ability to adsorb and seal blood, as well as to have hemostatic properties and adhesive properties.
Аппликационный гемостатический материал по настоящему изобретению может храниться при комнатной температуре длительное время, и его качество не изменяется даже в среде с высокой влажностью, в отличие от традиционных гемостатических продуктов предшествующего уровня техники, которые необходимо транспортировать в условиях охлаждения, чтобы сохранить их свойства. После того как аппликационный гемостатический материал по настоящему изобретению использован in vivo в целях обеспечения гемостаза и запечатывания, он разлагается на материалы, которые безопасны для людей и адсорбируются in vivo. Поэтому аппликационный гемостатический материал по настоящему изобретению является в высокой степени биосовместимым.The application hemostatic material of the present invention can be stored at room temperature for a long time, and its quality does not change even in a high humidity environment, unlike traditional hemostatic products of the prior art, which must be transported under refrigerated conditions to maintain their properties. After the application hemostatic material of the present invention is used in vivo for the purposes of hemostasis and sealing, it decomposes into materials that are safe for humans and are adsorbed in vivo. Therefore, the application hemostatic material of the present invention is highly biocompatible.
На Фиг. 2 изображена схематическая диаграмма, иллюстрирующая процесс гемостаза и запечатывания крови, когда аппликационный гемостатический материал нанесен на место кровотечения.In FIG. 2 is a schematic diagram illustrating the process of hemostasis and blood sealing when a hemostatic application material is applied to a bleeding site.
В другом аспекте настоящего изобретения описан способ производства аппликационного гемостатического материала. В одном варианте осуществления, данный способ включает (a) растворение полимера, содержащего введенные в него фенол- или многоатомный фенол-содержащие фрагменты, в воде с получением раствора для формирования гемостатического слоя, (b) обеспечение пористой матрицы, образованной из биосовместимого полимера, (c) введение раствора для формирования гемостатического слоя в контакт с поверхностью пористой матрицы так, чтобы раствор для формирования гемостатического слоя импрегнировался в поры пористой матрицы, и (d) высушивание раствора для формирования гемостатического слоя с одновременным образованием гемостатического слоя на поверхности пористой матрицы и связующего слоя на границе между пористой матрицей и гемостатическим слоемIn another aspect of the present invention, a method for producing a hemostatic application material is described. In one embodiment, the method comprises (a) dissolving a polymer containing phenol- or polyhydric-phenol-containing moieties incorporated therein in water to form a solution to form a hemostatic layer, (b) providing a porous matrix formed from a biocompatible polymer, ( c) bringing the hemostatic layer forming solution into contact with the surface of the porous matrix such that the hemostatic layer forming solution is impregnated into the pores of the porous matrix, and (d) drying the hemostatic layer forming solution while simultaneously forming a hemostatic layer on the surface of the porous matrix and the tie layer at the boundary between the porous matrix and the hemostatic layer
На стадии (a) полимер, содержащий введенные в него фенол- или многоатомные фенол-содержащие фрагменты, растворяют в воде с получением раствора для формирования гемостатического слоя. Полимер используется в количестве от 0,1 до 3 массовых частей на 100 массовых частей воды. Раствор для формирования гемостатического слоя имеет вязкость от 10 до 2500 сП, предпочтительно от 10 до 1500 сП, более предпочтительно от 10 до 1000 сП, при измерении на ротационном вискозиметре при 4 °C.In step (a), the polymer containing the phenol or polyhydric phenol-containing moieties incorporated therein is dissolved in water to form a solution to form a hemostatic layer. The polymer is used in an amount of 0.1 to 3 parts by mass per 100 parts by mass of water. The solution for forming the hemostatic layer has a viscosity of 10 to 2500 cP, preferably 10 to 1500 cP, more preferably 10 to 1000 cP, as measured on a rotation viscometer at 4 °C.
Раствор для формирования гемостатического слоя, имеющий соответствующую вязкость в указанном выше диапазоне, может хорошо адсорбироваться и импрегнироваться в пористую матрицу. Если вязкость меньше указанного нижнего предела, то может образоваться связующий слой, имеющий слишком большую толщину, и раствор для формирования гемостатического слоя может импрегнироваться в самый верхний слой, приводя к исчезновению слоя пористой матрицы. В то же время, если вязкость превышает указанную верхнюю границу, то слой пористой матрицы и гемостатический слой могут быть отделены друг от друга, и может не сформироваться связующий слой.The hemostatic layer forming solution having an appropriate viscosity in the above range can be well adsorbed and impregnated into the porous matrix. If the viscosity is less than the specified lower limit, a bond layer may be formed that is too thick and the solution to form the hemostatic layer may be impregnated into the uppermost layer, causing the porous matrix layer to disappear. At the same time, if the viscosity exceeds the specified upper limit, the porous matrix layer and the hemostatic layer may be separated from each other, and the bonding layer may not be formed.
Фенол- или многоатомный фенол-содержащие фрагменты могут быть введены в цепочку биосовместимого полимера методами химического синтеза, электрохимического синтеза или ферментативного синтеза, с использованием соединения, содержащего фенольный, катехиновый или галлольный фрагмент. В одном варианте осуществления, биосовместимый полимер растворяют в дистиллированной воде при нагревании, и реагенты, включая фенол- или многоатомное фенол-содержащее соединение, добавляют в полученный раствор, и смесь перемешивают при pH от 4 до 6.Phenol or polyhydric phenol-containing moieties can be introduced into the biocompatible polymer chain by chemical synthesis, electrochemical synthesis or enzymatic synthesis using a compound containing a phenolic, catechol or galol moiety. In one embodiment, the biocompatible polymer is dissolved in distilled water under heating, and reagents, including a phenol or polyhydric phenol-containing compound, are added to the resulting solution and the mixture is stirred at pH 4 to 6.
Например, раствор для формирования гемостатического слоя, включающий полимер, содержащий введенные в него катехиновые фрагменты, готовят химически по описанной далее методике. Сначала раствор 1-гидрокси-2,5-пирролидиндиона (NHS) добавляют в раствор полимера, получая смешанный раствор полимер/NHS, и добавляют раствор 1-этил-3-(-3-диметиламинопропил)карбодиимида гидрохлорида (EDC) в смешанный раствор полимер/NHS, получая смешанный раствор полимер/NHS/EDC. После этого добавляют раствор допамина, и он реагирует со смешанным раствором полимер/NHS/EDC, давая раствор для формирования гемостатического слоя, включающий полимер, содержащий введенные в него катехиновые фрагменты.For example, a solution for forming a hemostatic layer, including a polymer containing catechol fragments introduced into it, is prepared chemically according to the procedure described below. First, a solution of 1-hydroxy-2,5-pyrrolidinedione (NHS) is added to the polymer solution to obtain a mixed polymer/NHS solution, and a solution of 1-ethyl-3-(-3-dimethylaminopropyl)carbodiimide hydrochloride (EDC) is added to the mixed polymer solution /NHS, producing a mixed polymer/NHS/EDC solution. The dopamine solution is then added and reacted with the mixed polymer/NHS/EDC solution to produce a hemostatic layer solution comprising the polymer containing the catechol moieties incorporated therein.
Согласно способу по настоящему изобретению, реакция между фенол- или многоатомным фенол-содержащим соединением и биосовместимым полимером проходит в водной фазе. Во время этой реакции многоатомный фенол, такой как катехин, окисляется до хиноноподобных соединений по реакции с кислородом в воде. Совместное присутствие катехина и хинона в гемостатическом слое приводит к дополнительному улучшению адгезивных свойств и гемостатических свойств.According to the method of the present invention, the reaction between a phenol or polyhydric phenol-containing compound and a biocompatible polymer takes place in the aqueous phase. During this reaction, a polyhydric phenol such as catechin is oxidized to quinone-like compounds by reaction with oxygen in water. The combined presence of catechin and quinone in the hemostatic layer leads to an additional improvement in adhesive properties and hemostatic properties.
Конкретнее, соединение, содержащее фенольный фрагмент, введенный в цепь биосовместимого полимера, может представлять собой, например, тирамин, L-тирозин или флоретиновую кислоту. Конкретнее, соединение, содержащее катехиновый или галлольный фрагмент, введенный в цепь биосовместимого полимера, может представлять собой, например, пирокатехин, L-допа, допамин, норэпинефрин, кофеиновую кислоту, галловую кислоту, галлоламин или 2-аминоэтан пирогаллол.More specifically, the compound containing a phenolic moiety incorporated into a biocompatible polymer chain may be, for example, tyramine, L-tyrosine or phloretinic acid. More specifically, the compound containing a catechol or gallic moiety incorporated into a biocompatible polymer chain may be, for example, pyrocatechol, L-dopa, dopamine, norepinephrine, caffeic acid, gallic acid, galolamine or 2-aminoethane pyrogallol.
На стадии (c) раствор для формирования гемостатического слоя вводят в контакт с поверхностью пористой матрицы. Для этого, например, раствор для формирования гемостатического слоя помещают в форму из ПЭТ, пористую матрицу помещают поверх этого раствора, и раствор для формирования гемостатического слоя импрегнируется в пористую матрицу при охлаждении. В результате импрегнирования вводится связующий слой между слоем пористой матрицы и гемостатическим слоем. Во время импрегнирования контролируют толщину связующего слоя, чтобы она находилась в диапазоне от 1 до 1500 мкм, предпочтительно от 100 до 1200 мкм, более предпочтительно от 200 до 1000 мкм. В этом диапазоне толщины достигаются высокие адсорбционные и запечатывающие характеристики слоя пористой матрицы.In step (c), the solution to form the hemostatic layer is brought into contact with the surface of the porous matrix. To do this, for example, a solution for forming a hemostatic layer is placed in a PET mold, a porous matrix is placed on top of this solution, and the solution for forming a hemostatic layer is impregnated into the porous matrix while cooling. As a result of impregnation, a connecting layer is introduced between the porous matrix layer and the hemostatic layer. During impregnation, the thickness of the binder layer is controlled to be in the range of 1 to 1500 µm, preferably 100 to 1200 µm, more preferably 200 to 1000 µm. In this thickness range, high adsorption and sealing characteristics of the porous matrix layer are achieved.
На стадии (d) раствор для формирования гемостатического слоя подвергают лиофилизации (сублимационной сушке) с образованием твердого гемостатического слоя на поверхности пористой матрицы. Связующий слой также может быть полностью сформирован на поверхности раздела между пористой матрицей и гемостатическим слоем.In step (d), the solution for forming the hemostatic layer is subjected to lyophilization (freeze drying) to form a solid hemostatic layer on the surface of the porous matrix. The tie layer can also be completely formed at the interface between the porous matrix and the hemostatic layer.
Согласно способу по настоящему изобретению, аппликационный гемостатический материал, имеющий многослойную структуру, состоящую из гемостатического слоя, связующего слоя и слоя пористой матрицы, может быть получен простым способом посредством импрегнирования.According to the method of the present invention, a hemostatic application material having a multilayer structure consisting of a hemostatic layer, a bonding layer and a porous matrix layer can be produced in a simple manner by impregnation.
Аппликационный гемостатический материал, полученный способом по настоящему изобретению, безопасен для людей и имеет функции гемостаза, in vivo адгезии, а также адсорбции и запечатывания крови. Таким образом, данный аппликационный гемостатический материал может быть использован для существенного улучшения работы существующих полимерных гемостатических агентов. Кроме того, аппликационный гемостатический материал эффективно останавливает кровотечение и может использоваться в различных областях, в которых требуется предотвратить повреждение органов, желчеистечение и обеспечить послеоперационную адгезию. Кроме того, аппликационный гемостатический материал по настоящему изобретению удобен в использовании, потому что он не прилипает к хирургическим инструментам при их использовании, и его качество не изменяется при транспортировке, поскольку его компоненты не содержат гидролизуемых групп.The application hemostatic material obtained by the method of the present invention is safe for humans and has the functions of hemostasis, in vivo adhesion, as well as adsorption and sealing of blood. Thus, this application hemostatic material can be used to significantly improve the performance of existing polymer hemostatic agents. In addition, the application of hemostatic material effectively stops bleeding and can be used in various areas where it is necessary to prevent organ damage, bile leakage and ensure postoperative adhesion. In addition, the hemostatic application material of the present invention is convenient to use because it does not stick to surgical instruments during use, and its quality does not change during transportation since its components do not contain hydrolyzable groups.
Настоящее изобретение будет более подробно описано на приведенных далее примерах. Квалифицированному специалисту в данной области будет понятно, что эти примеры приведены исключительно для иллюстрации, и объем настоящего изобретения не ограничивается только ими.The present invention will be described in more detail in the following examples. One skilled in the art will appreciate that these examples are provided for illustration purposes only and the scope of the present invention is not limited thereto.
ПримерыExamples
Препаративный пример 1: Синтез желатин-катехинаPreparative Example 1: Synthesis of Gelatin-Catechin
300 мл трижды дистиллированной воды помещали в реактор и добавляли туда 3 г желатина, который был предварительно разделен на небольшие порции. Полученную смесь растворяли при надлежащем перемешивании при нагревании в течение по меньшей мере 3 часов, получая раствор желатина. Полное растворение желатина подтверждали визуальным наблюдением.300 ml of triple distilled water was placed in the reactor and 3 g of gelatin was added there, which was previously divided into small portions. The resulting mixture was dissolved with proper stirring while heating for at least 3 hours to obtain a gelatin solution. Complete dissolution of gelatin was confirmed by visual observation.
Раствор 1,12 г 1-гидрокси-2,5-пирролидиндиона (“NHS”) в 15 мл трижды дистиллированной воды добавляли в перемешиваемый раствор желатина, получая раствор желатин-NHS. Раствор 1,87 г 1-этил-3-(-3-диметиламинопропил)карбодиимида гидрохлорида (“EDC”) в 15 мл трижды дистиллированной воды добавляли в раствор желатин-NHS, получая раствор желатин-NHS-EDC. Раствор 1,23 г допамина в 15 мл трижды дистиллированной воды добавляли в раствор желатин-NHS-EDC, получая раствор желатин-NHS-EDC-допамина. Реакцию проводили при комнатной температуре в течение по меньшей мере 5 часов. После завершения реакции, реакционный раствор подвергали диализу с использованием диализной мембраны (Номинальное отсечение по молекулярной массе (MWCO): 12000-14000, SpectraPor). Полученный продукт подвергали лиофилизации и хранили.A solution of 1.12 g of 1-hydroxy-2,5-pyrrolidinedione (“NHS”) in 15 ml of triple distilled water was added to the stirred gelatin solution to obtain a gelatin-NHS solution. A solution of 1.87 g of 1-ethyl-3-(-3-dimethylaminopropyl)carbodiimide hydrochloride (“EDC”) in 15 ml of triple distilled water was added to the gelatin-NHS solution to obtain a gelatin-NHS-EDC solution. A solution of 1.23 g of dopamine in 15 ml of triple distilled water was added to the gelatin-NHS-EDC solution to obtain a gelatin-NHS-EDC-dopamine solution. The reaction was carried out at room temperature for at least 5 hours. After completion of the reaction, the reaction solution was dialyzed using a dialysis membrane (Nominal molecular weight cutoff (MWCO): 12000-14000, SpectraPor). The resulting product was lyophilized and stored.
2 мг полученной желатин-катехиновой гемостатической губки растворяли в 1 мл деионизованной воды. Степень связывания катехина подтверждали с помощью спектрофотометра, работающего в УФ-видимой области. В результате степень связывания катехина на молекулу желатина была определена равной 3,3%.2 mg of the resulting gelatin-catechin hemostatic sponge was dissolved in 1 ml of deionized water. The degree of catechin binding was confirmed using a UV-visible spectrophotometer. As a result, the degree of catechin binding per gelatin molecule was determined to be 3.3%.
Препаративный пример 2: Синтез гиалуроновой кислоты-катехинаPreparative example 2: Synthesis of hyaluronic acid-catechin
300 мл трижды дистиллированной воды помещали в реактор и добавляли 3 г гиалуроновой кислоты, которая была предварительно разделена на небольшие порции. Полученную смесь растворяли при надлежащем перемешивании, получая раствор гиалуроновой кислоты. Полное растворение гиалуроновой кислоты подтверждали визуальным наблюдением.300 ml of triple distilled water was placed in the reactor and 3 g of hyaluronic acid was added, which was previously divided into small portions. The resulting mixture was dissolved with proper stirring to obtain a hyaluronic acid solution. Complete dissolution of hyaluronic acid was confirmed by visual observation.
Раствор 2,27 г NHS в 15 мл трижды дистиллированной воды добавляли в перемешиваемый раствор гиалуроновой кислоты, получая раствор гиалуроновой кислоты-NHS. Раствор 3,79 г EDC в 15 мл трижды дистиллированной воды добавляли в раствор гиалуроновой кислоты-NHS, получая раствор гиалуроновой кислоты-NHS-EDC. Раствор 3,00 г допамина в 15 мл трижды дистиллированной воды добавляли в раствор гиалуроновой кислоты-NHS-EDC, получая раствор гиалуроновой кислоты-NHS-EDC-допамина. Реакцию проводили при комнатной температуре в течение по меньшей мере 5 часов. После завершения реакции, реакционный раствор подвергали диализу с использованием диализной мембраны (MWCO: 12000-14000, SpectraPor). Полученный продукт подвергали лиофилизации и хранили.A solution of 2.27 g of NHS in 15 ml of triple distilled water was added to the stirred hyaluronic acid solution to obtain a hyaluronic acid-NHS solution. A solution of 3.79 g EDC in 15 ml triple distilled water was added to the hyaluronic acid-NHS solution to obtain the hyaluronic acid-NHS-EDC solution. A solution of 3.00 g of dopamine in 15 ml of triple distilled water was added to the hyaluronic acid-NHS-EDC solution to obtain a hyaluronic acid-NHS-EDC-dopamine solution. The reaction was carried out at room temperature for at least 5 hours. After completion of the reaction, the reaction solution was dialyzed using a dialysis membrane (MWCO: 12000-14000, SpectraPor). The resulting product was lyophilized and stored.
2 мг полученной гиалуроновая кислота-катехиновой гемостатической губки растворяли в 1 мл деионизованной воды. Степень связывания катехина подтверждали с помощью спектрофотометра, работающего в УФ-видимой области. В результате, степень связывания катехина на молекулу гиалуроновой кислоты была определена равной 4,3%.2 mg of the resulting hyaluronic acid-catechol hemostatic sponge was dissolved in 1 ml of deionized water. The degree of catechin binding was confirmed using a UV-visible spectrophotometer. As a result, the degree of catechin binding per hyaluronic acid molecule was determined to be 4.3%.
Препаративный пример 3: Синтез хитозан-катехинаPreparative Example 3: Synthesis of Chitosan-Catechin
300 мл трижды дистиллированной воды помещали в реактор и добавляли 3 г хитозана, который был предварительно разделен на небольшие порции. В полученную смесь добавляли 3 мл 5M раствора соляной кислоты. Полученную смесь растворяли при надлежащем перемешивании и добавляли 8 мл 0,5M раствора гидроксида натрия. Полученную смесь растворяли при надлежащем перемешивании, получая раствор хитозана. Полное растворение хитозана подтверждали визуальным наблюдением.300 ml of triple distilled water was placed in the reactor and 3 g of chitosan was added, which was previously divided into small portions. 3 ml of 5M hydrochloric acid solution was added to the resulting mixture. The resulting mixture was dissolved with proper stirring and 8 ml of 0.5M sodium hydroxide solution was added. The resulting mixture was dissolved with proper stirring to obtain a chitosan solution. Complete dissolution of chitosan was confirmed by visual observation.
Раствор 2,07 г HCA в 10 мл воды тройной очистки добавляли в перемешиваемый раствор хитозана, получая раствор хитозан-HCA. Раствор 1,77 г EDC в 200 мл этанола добавляли в раствор хитозан-HCA. Реакцию проводили при комнатной температуре в течение по меньшей мере 1 часа. После завершения реакции, реакционный раствор подвергали диализу с использованием диализной мембраны (MWCO: 12000-14000, SpectraPor). Полученный продукт подвергали лиофилизации и хранили.A solution of 2.07 g of HCA in 10 ml of triple purified water was added to the stirred chitosan solution to obtain a chitosan-HCA solution. A solution of 1.77 g EDC in 200 ml ethanol was added to the chitosan-HCA solution. The reaction was carried out at room temperature for at least 1 hour. After completion of the reaction, the reaction solution was dialyzed using a dialysis membrane (MWCO: 12000-14000, SpectraPor). The resulting product was lyophilized and stored.
2 мг полученной хитозан-катехиновой гемостатической губки растворяли в 1 мл деионизованной воды. Степень связывания катехина подтверждали с помощью спектрофотометра, работающего в УФ-видимой области. В результате, степень связывания катехина на молекулу хитозана была определена равной 8,9%.2 mg of the resulting chitosan-catechin hemostatic sponge was dissolved in 1 ml of deionized water. The degree of catechin binding was confirmed using a UV-visible spectrophotometer. As a result, the degree of catechin binding to the chitosan molecule was determined to be 8.9%.
Препаративный пример 4: Производство гемостатической многослойной губки, имеющей структуру желатиновый слой/связующий слой/хитозан-катехиновый слойPreparative Example 4: Production of Hemostatic Multilayer Sponge Having a Gelatin Layer/Binding Layer/Chitosan-Catechin Layer Structure
В данном примере гемостатическую многослойную губку в качестве аппликационного гемостатического материала получали, используя желатин в качестве пористой матрицы и хитозан-катехин, синтезированный в Препаративном примере 3, в качестве гемостатического слоя.In this example, a hemostatic multilayer sponge as an application hemostatic material was prepared using gelatin as a porous matrix and chitosan-catechin synthesized in Preparation Example 3 as a hemostatic layer.
Гемостатический слой гемостатической многослойной губки формировали по следующей методике. Сначала 1 г лиофилизованного хитозан-катехина, синтезированного в Препаративном примере 3, растворяли в 100 мл трижды дистиллированной воды при перемешивании, получая раствор для формирования гемостатического слоя. Вязкость данного раствора была определена равной 74,3 сП. После того как этот раствор помещали в форму, желатин (губкообразный адсорбирующий полимер) в качестве пористой матрицы помещали на этот раствор таким образом, чтобы раствор для формирования гемостатического слоя нужным образом импрегнировался в желатин, после чего проводили лиофильную сушку.The hemostatic layer of the hemostatic multilayer sponge was formed according to the following method. First, 1 g of lyophilized chitosan-catechin synthesized in Preparation Example 3 was dissolved in 100 ml of triple distilled water with stirring to obtain a solution to form a hemostatic layer. The viscosity of this solution was determined to be 74.3 cP. After this solution was placed in the mold, gelatin (a sponge-like adsorbent polymer) as a porous matrix was placed on this solution so that the solution for forming a hemostatic layer was suitably impregnated into the gelatin, followed by freeze-drying.
Полученная в результате гемостатическая многослойная губка состояла из слоя пористой матрицы, включающего желатин (нижний), связующий слой (средний) и гемостатический слой, включающий хитозан, содержащий введенные в него катехиновые фрагменты (верхний).The resulting hemostatic multilayer sponge consisted of a porous matrix layer comprising gelatin (bottom), a binder layer (middle) and a hemostatic layer comprising chitosan containing catechol moieties incorporated into it (top).
Препаративный пример 5: Производство гемостатической многослойной губки, имеющей структуру желатиновый слой/связующий слой/хитозан-катехиновый слойPreparation Example 5: Production of Hemostatic Multilayer Sponge Having a Gelatin Layer/Binding Layer/Chitosan-Catechin Layer Structure
Гемостатическую многослойную губку изготавливали так же как описано в Препаративном примере 4, за исключением того, что 0,5 г хитозан-катехина растворяли в 100 мл трижды дистиллированной воды, получая раствор для формирования гемостатического слоя. Вязкость полученного раствора для формирования гемостатического слоя была определена равной 25,7 сП.The hemostatic multilayer sponge was prepared in the same way as described in Preparation Example 4, except that 0.5 g of chitosan-catechin was dissolved in 100 ml of triple distilled water to obtain a solution for forming a hemostatic layer. The viscosity of the resulting solution for the formation of the hemostatic layer was determined to be 25.7 cP.
Препаративный пример 6: Производство гемостатической многослойной губки, имеющей структуру желатиновый слой/связующий слой/желатин-катехиновый слойPreparative Example 6: Production of a hemostatic multilayer sponge having a gelatin layer/tie layer/gelatin-catechin layer structure
Гемостатическую многослойную губку изготавливали так же как описано в Препаративном примере 4, за исключением того, что 1 г желатин-катехина растворяли в 100 мл трижды дистиллированной воды, получая раствор для формирования гемостатического слоя. Вязкость полученного раствора для формирования гемостатического слоя была определена равной 14,6 сП.The hemostatic multilayer sponge was prepared in the same manner as described in Preparation Example 4, except that 1 g of catechin gelatin was dissolved in 100 ml of triple distilled water to obtain a solution for forming a hemostatic layer. The viscosity of the resulting solution for the formation of the hemostatic layer was determined to be 14.6 cP.
Препаративный пример 7: Производство гемостатической многослойной губки, имеющей структуру желатиновый слой/связующий слой/гиалуроновая кислота-катехиновый слойPreparation Example 7: Production of a hemostatic multilayer sponge having a gelatin layer/tie layer/hyaluronic acid-catechol layer structure
Гемостатическую многослойную губку изготавливали так же как описано в Препаративном примере 4, за исключением того, что 1 г гиалуроновой кислоты-катехина растворяли в 100 мл трижды дистиллированной воды, получая раствор для формирования гемостатического слоя. Вязкость полученного раствора для формирования гемостатического слоя была определена равной 13,3 сП.The hemostatic multilayer sponge was prepared as described in Preparation Example 4, except that 1 g of hyaluronic acid-catechin was dissolved in 100 ml of triple distilled water to form a solution for forming a hemostatic layer. The viscosity of the resulting solution for the formation of the hemostatic layer was determined to be 13.3 cP.
Препаративный пример 8: Производство гемостатической многослойной губки, имеющей структуру желатиновый слой/связующий слой/хитозан-катехиновый слой, методом нанесения покрытияPreparation Example 8: Production of Hemostatic Multilayer Sponge Having a Gelatin Layer/Binding Layer/Chitosan-Catechin Layer Structure by Coating Method
1,5 г лиофилизованного хитозан-катехина, синтезированного в Препаративном примере 3, растворяли в 100 мл трижды дистиллированной воды при перемешивании, получая раствор для формирования гемостатического слоя. Вязкость полученного раствора для формирования гемостатического слоя была определена равной 745 сП. Полученный хитозан-катехиновый раствор равномерно наносили на желатиновый слой и затем проводили лиофилизацию, получая гемостатическую многослойную губку.1.5 g of lyophilized chitosan-catechin synthesized in Preparation Example 3 was dissolved in 100 ml of triple distilled water with stirring to obtain a solution for forming a hemostatic layer. The viscosity of the resulting solution for the formation of the hemostatic layer was determined to be 745 cP. The resulting chitosan-catechol solution was uniformly applied to the gelatin layer and then lyophilized to obtain a hemostatic multilayer sponge.
Сравнительный Препаративный пример 1: Производство гемостатических многослойных губок, имеющих структуру желатиновый слой/связующий слой/хитозан-катехиновый слойComparative Preparative Example 1: Production of hemostatic multilayer sponges having a gelatin layer/tie layer/chitosan-catechol layer structure
Хитозан-катехиновые растворы, имеющие значения вязкости в диапазоне от 10 до 2500 сП, согласно измерению на ротационном вискозиметре при 4°C, готовили в качестве раствора для формирования гемостатического слоя. Полученные растворы для формирования гемостатического слоя использовали для получения гемостатических многослойных губок, имеющих многослойную структуру. В этой многослойной структуре связующий слой был хорошо оформлен, и слои не отделялись друг от друга. В отличие от этого, когда использовался хитозан-катехиновый раствор, имеющий вязкость вне указанных выше пределов, было трудно получить многослойную губку со стабильной структурой.Chitosan-catechol solutions, having viscosity values ranging from 10 to 2500 cP, as measured on a rotation viscometer at 4°C, were prepared as a solution for forming a hemostatic layer. The resulting solutions for the formation of a hemostatic layer were used to obtain hemostatic multilayer sponges having a multilayer structure. In this multilayer structure, the binder layer was well formed and the layers did not separate from each other. In contrast, when a chitosan-catechol solution having a viscosity outside the above limits was used, it was difficult to obtain a multilayer sponge with a stable structure.
На Фиг. 3 изображены структуры гемостатической многослойной губки, полученной импргенированием хитозан-катехинового раствора с низкой вязкостью в желатиновый слой, и гемостатической многослойной губки, полученной импргенированием хитозан-катехинового раствора с высокой вязкостью в желатиновый слой. На Фиг. 3, когда хитозан-катехиновый раствор с вязкостью < 10 сП импргенировался в желатиновый слой, избыточно большое количество хитозан-катехинового раствора адсорбировалось в желатиновый слой, не позволяя получить многослойную структуру. При этом, как показано в части B на Фиг. 3, когда использовался хитозан-катехиновый раствор с вязкостью > 2500 сП, связующий слой не формировался, и в результате не достигалось достаточной силы связывания, что приводит к отделению желатинового слоя от хитозан-катехинового слоя. Вязкость раствора, использованного для получения губки, показанной в части A на Фиг. 3, составляла 8,3 сП. Вязкость раствора, использованного для получения губки, показанной в части B на Фиг. 3, составляла 2717 сП.In FIG. 3 shows the structures of a hemostatic multilayer sponge obtained by impregnating a low-viscosity chitosan-catechol solution into a gelatin layer, and a hemostatic multilayer sponge obtained by impregnating a high-viscosity chitosan-catechol solution into a gelatin layer. In FIG. 3, when a chitosan-catechol solution with a viscosity <10 cP was impregnated into the gelatin layer, an excessive amount of the chitosan-catechol solution was adsorbed into the gelatin layer, preventing a multilayer structure from being obtained. Meanwhile, as shown in part B of FIG. 3, when a chitosan-catechin solution with a viscosity of >2500 cP was used, the bonding layer was not formed and, as a result, sufficient binding force was not achieved, resulting in the separation of the gelatin layer from the chitosan-catechin layer. The viscosity of the solution used to prepare the sponge shown in part A of FIG. 3 was 8.3 cP. The viscosity of the solution used to prepare the sponge shown in part B of FIG. 3 was 2717 cP.
Экспериментальный пример 1: Изучение многослойной губкиExperimental Example 1: Study of Multilayer Sponge
В данном экспериментальном примере, поперечный разрез многослойной губки, полученной в Препаративном примере 4, наблюдали с использованием сканирующего электронного микроскопа при увеличении 40× и 200×.In this experimental example, a cross-section of the multilayer sponge obtained in Preparation Example 4 was observed using a scanning electron microscope at magnifications of 40× and 200×.
На Фиг. 4 показаны изображения поперечного разреза многослойной губки, полученные методом сканирующей электронной микроскопии. На Фиг. 4 губка имеет трехслойную структуру, состоящую из гемостатического слоя (верхний), связующего слоя (средний) и слоя пористой матрицы (нижний).In FIG. Figure 4 shows cross-sectional images of a multilayer sponge obtained by scanning electron microscopy. In FIG. 4, the sponge has a three-layer structure, consisting of a hemostatic layer (upper), a bonding layer (middle) and a porous matrix layer (lower).
Толщина связующих слоев в многослойных губках, полученных в Препаративных примерах 4, 5 и 8, составляла 390±40 мкм, 900±90 мкм и 310±100 мкм, соответственно.The thickness of the tie layers in the multilayer sponges obtained in Preparative Examples 4, 5 and 8 were 390±40 µm, 900±90 µm and 310±100 µm, respectively.
Экспериментальный пример 2: Измерение прочности губок на разрывExperimental example 2: Measuring the tensile strength of jaws
В данном экспериментальном примере измеряли прочности на разрыв для желатиновой губки, хитозановой губки и многослойной губки, полученной в Препаративном примере 4. Сначала каждую из губок резали на образцы, имеющие ширину 0,6 см и длину 0,5 см. Затем оба конца образца зажимали в универсальной машине для тестирования. Образцы растягивали со скоростью 5,0 мм/мин. Регистрировали максимальную силу (N), при которой образцы разрывались. Все эксперименты проводили в четырех независимых повторах.In this Experimental Example, the tensile strengths of the gelatin sponge, chitosan sponge and the multilayer sponge obtained in Preparation Example 4 were measured. First, each of the sponges was cut into samples having a width of 0.6 cm and a length of 0.5 cm. Then, both ends of the sample were clamped in a universal testing machine. The samples were stretched at a speed of 5.0 mm/min. The maximum force (N) at which the samples broke was recorded. All experiments were performed in four independent replicates.
В Таблице 1 приведены результаты анализа прочностных характеристик губок. Среди полученных в тестах значений, модули упругости (наклон кривой зависимости деформации от напряжения) желатиновой губки и хитозановой губки составляли 0,85 и 1,02, соответственно. В отличие от них, модуль упругости у многослойной губки составлял 1,71, что в 2,01 раза больше, чем у желатиновой губки, и в 1,68 раза больше, чем у хитозановой губки.Table 1 shows the results of the analysis of the strength characteristics of the sponges. Among the values obtained in the tests, the elastic moduli (slope of the stress-strain curve) of gelatin sponge and chitosan sponge were 0.85 and 1.02, respectively. In contrast, the elastic modulus of the multilayer sponge was 1.71, which was 2.01 times that of the gelatin sponge and 1.68 times that of the chitosan sponge.
Таблица 1Table 1
Экспериментальный пример 3: Сравнение запечатывающих свойств губокExperimental example 3: Comparison of sealing properties of sponges
В данном экспериментальном примере сравнивали запечатывающие свойства желатиновой губки, хитозановой губки и многослойной губки, полученной в Препаративном примере 4. Сначала капали раствор красного красителя на желатиновую губку, хитозановую губку и многослойную губку. Наблюдали за верхней и нижней поверхностью каждой губки.In this experimental example, the sealing properties of the gelatin sponge, chitosan sponge and multilayer sponge obtained in Preparation Example 4 were compared. First, a red dye solution was dropped onto the gelatin sponge, chitosan sponge and multilayer sponge. The upper and lower surfaces of each sponge were observed.
На Фиг. 5 показаны фотографии с результатами анализа запечатывающих свойств гемостатических губок. На Фиг. 5 раствор красного красителя наблюдали только на нижней поверхности желатиновой губки и многослойной губки, и это говорит о том, что данные губки обладают запечатывающими свойствами. В отличие от них, раствор красного красителя проникал с нижней поверхности на верхнюю поверхность хитозановой губки, указывая на то, что хитозановая губка не обладает запечатывающими свойствами.In FIG. Figure 5 shows photographs with the results of an analysis of the sealing properties of hemostatic sponges. In FIG. 5, the red dye solution was observed only on the bottom surface of the gelatin sponge and multilayer sponge, which suggests that these sponges have sealing properties. In contrast, the red dye solution penetrated from the bottom surface to the top surface of the chitosan sponge, indicating that the chitosan sponge does not have sealing properties.
Экспериментальный пример 4: Сравнение силы адгезии к тканям кишечника свиньи.Experimental Example 4: Comparison of adhesion force to porcine intestinal tissue.
В данном экспериментальном примере сравнивали силу адгезии желатиновой губки, хитозановой губки и многослойной губки, полученной в Препаративном примере 4, к тканям. Сначала каждую губку резали на кусочки размером 1,0×1,0 см и готовили прямоугольные кусочки ткани кишечника. Капали кровь животного на ткань кишечника, а затем губку (размер 1,0×1,0 см) присоединяли к соответствующему образцу ткани. Затем оба конца полученного образца зажимали в универсальной машине для тестирования. Регистрировали прочность на срез при растяжении (N), когда губка отделялась от ткани кишечника. Силу адгезии (кПа) вычисляли из значения прочности на срез при растяжении (N). Все эксперименты проводили в трех независимых повторах.In this experimental example, the adhesion force of gelatin sponge, chitosan sponge and multilayer sponge obtained in Preparation Example 4 to tissues was compared. First, each sponge was cut into pieces measuring 1.0 × 1.0 cm, and rectangular pieces of intestinal tissue were prepared. The animal's blood was dripped onto the intestinal tissue, and then a sponge (size 1.0 x 1.0 cm) was attached to the corresponding tissue sample. Both ends of the resulting sample were then clamped in a universal testing machine. Tensile shear strength (N) was recorded when the sponge was separated from the intestinal tissue. The adhesion force (kPa) was calculated from the tensile shear strength (N). All experiments were performed in three independent replicates.
В Таблице 2 приведены значения силы адгезии губок к покрытым кровью тканям кишечника свиньи. Сила адгезии к тканям росла в следующем порядке: желатиновая губка < хитозановая губка < многослойная губка. Каждый результат эксперимента представлен в виде среднего значения ± стандартное отклонение.Table 2 shows the adhesion forces of sponges to blood-covered pig intestinal tissues. The adhesion force to tissues increased in the following order: gelatin sponge < chitosan sponge < multilayer sponge. Each experimental result is presented as the mean ± standard deviation.
Таблица 2table 2
Экспериментальный пример 5: Запечатывающие и адгезивные свойства на тканях кишечника свиньиExperimental Example 5: Sealing and Adhesive Properties on Porcine Intestinal Tissue
В данном экспериментальном примере исследовали запечатывающие и адгезивные свойства желатиновой губки, хитозановой губки и многослойной губки, полученной в Препаративном примере 4. Использовали прибор для испытания прочности на продавливание для анализа запечатывающих и адгезивных свойств губок. Все эксперименты проводили в трех независимых повторах.In this Experimental Example, the sealing and adhesive properties of the gelatin sponge, chitosan sponge and the multilayer sponge obtained in Preparation Example 4 were examined. A burst strength tester was used to analyze the sealing and adhesive properties of the sponges. All experiments were performed in three independent replicates.
Делали отверстие в ткани кишечника свиньи с помощью пробойника диаметром 0,8 см; желатиновую губку, хитозановую губку и двухслойную губку разрезали на кусочки размером 2,0×2,0 см и помещали на отверстие диаметром 8 мм. Ткань кишечника, на которой была расположена губка, размещали на диафрагме прибора для испытания прочности на продавливание, закачивали воздух в прибор и регистрировали давление, при котором губка отрывалась от ткани кишечника.A hole was made in the pig's intestinal tissue using a punch with a diameter of 0.8 cm; gelatin sponge, chitosan sponge and double-layer sponge were cut into pieces of 2.0×2.0 cm and placed on an 8 mm diameter hole. The intestinal tissue on which the sponge was positioned was placed on the diaphragm of the burst strength tester, air was pumped into the instrument, and the pressure at which the sponge was released from the intestinal tissue was recorded.
В Таблице 3 показаны результаты анализа запечатывающих и адгезивных свойств. Желатиновая губка легко отрывалась от ткани, поскольку у неё сила адгезии к ткани была близка к 0 гПа. Поскольку хитозановая губка не обладает запечатывающей способностью, закачиваемый в прибор воздух проходил через поры губки, что делало невозможным измерение давления. В отличие от них, поскольку многослойная губка обладает и запечатывающей способностью, и адгезией к ткани, для неё можно измерить прочность запечатывания-адгезии. Прочность запечатывания-адгезии у многослойной губки к ткани кишечника свиньи была определена равной в среднем 37,8 гПа.Table 3 shows the results of the analysis of sealing and adhesive properties. The gelatin sponge came off easily from the tissue because its adhesion force to the tissue was close to 0 hPa. Since the chitosan sponge does not have a sealing ability, the air pumped into the device passed through the pores of the sponge, making it impossible to measure pressure. In contrast, since a multilayer sponge has both sealing ability and adhesion to fabric, its sealing-adhesion strength can be measured. The seal-adhesion strength of the multilayer sponge to porcine intestinal tissue was determined to average 37.8 hPa.
Таблица 3Table 3
Экспериментальный пример 6: Сравнение удобства использованияExperimental Example 6: Usability Comparison
В данном экспериментальном примере для желатиновой губки, хитозановой губки и многослойной губки, полученной в Препаративном примере 4, при использовании в качестве гемостатических агентов оценивали – прилипают ли они к хирургическим инструментам, и обладают ли они адгезией к живым тканям, принимая во внимание водное окружение in vivo при хирургических операциях.In this experimental example, the gelatin sponge, chitosan sponge and multilayer sponge obtained in Formulation Example 4, when used as hemostatic agents, were evaluated whether they adhere to surgical instruments and whether they have adhesion to living tissues, taking into account the aqueous environment in vivo during surgical operations.
Каждую губку резали на кусочки размером 1,0×1,0 см, хирургические щипцы обрабатывали физиологическим раствором, и готовили прямоугольные кусочки ткани кишечника. После того как губку (размер 1,0×1,0 см) присоединяли к ткани шипцами, проверяли – отделяется ли губка от шипцов. После того как губку присоединяли к ткани кишечника аналогично описанному выше, проверяли – отделяется ли губка от ткани.Each sponge was cut into 1.0 x 1.0 cm pieces, surgical forceps were treated with saline, and rectangular pieces of intestinal tissue were prepared. After the sponge (size 1.0×1.0 cm) was attached to the tissue with forceps, it was checked whether the sponge was separated from the forceps. After the sponge was attached to the intestinal tissue in the same way as described above, it was checked whether the sponge was separated from the tissue.
В Таблице 4 указано отделялась ли каждая губка от щипцов, обработанных физраствором, или от ткани кишечника после контакта с щипцами или тканью. Желатиновая губка имела слабую адгезию к инструментам и тканям, а хитозановая губка имела высокую адгезию к инструментам и ткани. В отличие от них, поверхность многослойной губки в контакте с инструментами показала слабую адгезию, а при контакте с тканью поверхность многослойной губки показала хорошую адгезию к ткани. Можно сделать вывод, что многослойная губка превосходит другие губки по удобству в использовании.Table 4 indicates whether each sponge was released from the saline-treated forceps or from the intestinal tissue after contact with the forceps or tissue. The gelatin sponge had weak adhesion to instruments and tissues, while the chitosan sponge had high adhesion to instruments and tissue. In contrast, the surface of the multilayer sponge in contact with the instruments showed poor adhesion, and when in contact with the tissue, the surface of the multilayer sponge showed good adhesion to the tissue. It can be concluded that the multilayer sponge is superior to other sponges in terms of ease of use.
Таблица 4Table 4
Экспериментальный пример 7: Эффективность достижения гемостаза в модели кровотечения в крысиной печени Experimental Example 7: Efficiency of Achieving Hemostasis in Rat Liver Bleeding Model
В данном экспериментальном примере гемостатическую многослойную губку, полученную в Препаративном примере 4, исследовали в модели кровотечения в крысиной печени для оценки ее гемостатических свойств.In this experimental example, the hemostatic multilayer sponge obtained in Formulation Example 4 was tested in a rat liver hemorrhage model to evaluate its hemostatic properties.
В качестве экспериментальных животных использовали самцов крыс Sprague Dawley 9-недельного возраста. Животных делили на две группы: контрольную группу, которая не подвергалась никаким воздействиям после вызывания кровотечения, и экспериментальную группу, в которой использовали желатиновую губку или многослойную губку после вызывания кровотечения.Male Sprague Dawley rats, 9 weeks old, were used as experimental animals. The animals were divided into two groups: a control group, which was not exposed to any treatment after causing bleeding, and an experimental group, in which a gelatin sponge or a multilayer sponge was used after causing bleeding.
После полной анестезии каждой крысы стерилизовали место вмешательства. После разрезания живота открывали печень и опрыскивали ее стерильным физраствором для удаления посторонних частиц. Центр открытой печени ранили скальпелем, вызывая кровотечение.After complete anesthesia of each rat, the intervention site was sterilized. After cutting the abdomen, the liver was exposed and sprayed with sterile saline to remove foreign particles. The center of the exposed liver was cut with a scalpel, causing bleeding.
В контрольной группе не проводилось никакой дальнейшей обработки кровотечения, вызванного травмой. В экспериментальной группе на место кровотечения помещали желатиновую губку или многослойную губку.The control group did not receive any further treatment for bleeding caused by trauma. In the experimental group, a gelatin sponge or a multilayer sponge was placed on the bleeding site.
Через 3 минуты после вызывания кровотечения невооруженным глазом оценивали – достигался ли гемостаз. Полученные результаты приведены в Таблице 5. Гемостаз не наблюдался у всех животных в контрольной группе и в экспериментальной группе с желатиновой губкой, даже после 3 минут кровотечения. То есть, коэффициент достижения гемостаза за 3 минуты кровотечения составил 0%. Напротив, гемостаз наблюдался у всех животных в экспериментальной группе с многослойной губкой. То есть, коэффициент достижения гемостаза за 3 минуты кровотечения составил 100%. Эти результаты показывают, что многослойная губка эффективно останавливает кровотечение в месте повреждения у порезанной печени крыс.3 minutes after inducing bleeding, it was assessed with the naked eye whether hemostasis had been achieved. The results obtained are shown in Table 5. Hemostasis was not observed in all animals in the control group and in the experimental group with gelatin sponge, even after 3 minutes of bleeding. That is, the coefficient of achieving hemostasis within 3 minutes of bleeding was 0%. In contrast, hemostasis was observed in all animals in the multilayer sponge experimental group. That is, the coefficient of achieving hemostasis within 3 minutes of bleeding was 100%. These results indicate that the multilayer sponge effectively stops bleeding at the injury site in cut rat livers.
Таблица 5Table 5
за 3 минутыHas hemostasis been achieved?
in 3 minutes
Экспериментальный пример 8: Гемостатические свойства в модели кровотечения из крысиной сонной артерииExperimental Example 8: Hemostatic Properties in the Rat Carotid Artery Bleeding Model
В данном экспериментальном примере многослойную губку, полученную в Препаративном примере 4, исследовали в модели кровотечения из крысиной сонной артерии для оценки ее гемостатических свойств. Все эксперименты проводили в трех независимых повторах.In this experimental example, the multilayer sponge obtained in Preparation Example 4 was tested in a rat carotid artery bleeding model to evaluate its hemostatic properties. All experiments were performed in three independent replicates.
В качестве экспериментальных животных использовали самцов крыс Sprague Dawley 9-недельного возраста. Животных делили на две группы: контрольную группу, в которой использовали марлю после вызывания кровотечения, и экспериментальную группу, в которой использовали многослойную губку после вызывания кровотечения.Male Sprague Dawley rats, 9 weeks old, were used as experimental animals. The animals were divided into two groups: a control group in which gauze was used after inducing bleeding, and an experimental group in which a multilayer sponge was used after inducing bleeding.
После полной анестезии каждой крысы стерилизовали место вмешательства. Среднюю часть между челюстью и грудью крысы иссекали примерно 3 см в длину и вызывали кровотечение из сонной артерии с помощью иглы 31G.After complete anesthesia of each rat, the intervention site was sterilized. The midsection between the jaw and chest of the rat was excised approximately 3 cm in length and bleeded from the carotid artery using a 31G needle.
У каждого животного в контрольной группе место кровотечения покрывали марлей для компрессионного гемостаза. У каждого животного в экспериментальной группе место кровотечения покрывали многослойной губкой и марлей, сложенными вместе, для компрессионного гемостаза. Через 2 минуты осторожно удаляли марлю или многослойную губку, сложенную с марлей, так чтобы не повредить сгустки крови в месте гемостаза, и проверяли невооруженным взглядом – достигался ли гемостаз.In each animal in the control group, the bleeding site was covered with gauze for compression hemostasis. For each animal in the experimental group, the bleeding site was covered with multilayer sponge and gauze folded together to achieve compression hemostasis. After 2 minutes, the gauze or multilayer sponge folded with gauze was carefully removed so as not to damage the blood clots at the site of hemostasis, and it was checked with the naked eye whether hemostasis had been achieved.
Через 2 минуты оценивали невооруженным взглядом – достигался ли гемостаз. Полученные результаты показаны в Таблице 6. Гемостаз не наблюдался через 2 минуты после начала кровотечения у всех животных в контрольной группе с использованием марли для компрессионного гемостаза. В отличие от этого, гемостаз наблюдался через 2 минуты после начала кровотечения у всех животных в экспериментальной группе с использованием многослойной губки. То есть, коэффициент достижения гемостаза за 2 минуты после начала кровотечения составил 100%. Эти результаты показывают, что многослойная губка эффективно останавливает кровотечение в месте кровотечения из сонной артерии у крысAfter 2 minutes, it was assessed with the naked eye whether hemostasis had been achieved. The results obtained are shown in Table 6. No hemostasis was observed 2 minutes after the onset of bleeding in all animals in the control group using gauze for compression hemostasis. In contrast, hemostasis was observed 2 minutes after the onset of bleeding in all animals in the multilayer sponge treatment group. That is, the coefficient of achieving hemostasis within 2 minutes after the start of bleeding was 100%. These results indicate that the multilayer sponge effectively stops bleeding at the site of carotid artery bleeding in rats
Таблица 6Table 6
Экспериментальный пример 9: Оценка цитотоксичности и внутрикожных реакций для многослойной губкиExperimental Example 9: Evaluation of Cytotoxicity and Intradermal Reactions for a Multilayer Sponge
В данном экспериментальном примере исследовали цитотоксичность и внутрикожные реакции для многослойной губки, полученной в Препаративном примере 4.In this experimental example, the cytotoxicity and intradermal reactions of the multilayer sponge prepared in Formulation Example 4 were examined.
Цитотоксичность тестировали непрямым методом. Сначала 2,0% агар и 2xMEM смешивали в соотношении 1:1. Полученной смесью покрывали полученные из мышей клетки L929 и помещали сверху многослойную губку, порезанную на кусочки размером 1,0×1,0 см. Клетки выращивали в инкубаторе при 5% CO2 и 37±1 °C в насыщенной водяными парами атмосфере. После 48 часов инкубирования наблюдали морфологию клеток через прямой микроскоп. Добавляли примерно 2 мл раствора нейтрального красного и инкубировали в инкубаторе 15-30 мин. После удаления нейтрального красного клетки промывали фосфатно-солевым буферным раствором (PBS). Оценивали – наблюдалось ли обесцвечивание клеток.Cytotoxicity was tested by an indirect method. First, 2.0% agar and 2xMEM were mixed in a 1:1 ratio. The resulting mixture was coated with mouse-derived L929 cells and a multilayer sponge cut into 1.0×1.0 cm pieces was placed on top. The cells were grown in an incubator at 5% CO 2 and 37 ± 1 °C in an atmosphere saturated with water vapor. After 48 hours of incubation, cell morphology was observed through an upright microscope. Approximately 2 ml of neutral red solution was added and incubated in the incubator for 15-30 minutes. After removal of neutral red, cells were washed with phosphate-buffered saline (PBS). It was assessed whether cell discoloration was observed.
Внутрикожную реакцию оценивали следующим образом. Сначала отбирали 3 здоровых новозеландских белых кролика весом 2,0 кг или больше, и сбривали шерсть на спине каждого кролика. Внутрикожно инъецировали животным 0,2 мл экстракта каждой губки. Оценивали проявление нежелательных реакций, таких как эритема или эдема, в месте инъекции.Intradermal reaction was assessed as follows. First, 3 healthy New Zealand White rabbits weighing 2.0 kg or more were selected and the back hair of each rabbit was shaved. Animals were injected intradermally with 0.2 ml of the extract of each sponge. The occurrence of adverse reactions, such as erythema or edema, at the injection site was assessed.
В Таблице 7 показаны результаты тестов цитотоксичности и внутрикожной реакции. Тест цитотоксичности показал, что слегка деформированные или деградировавшие клетки наблюдаются прямо под желатиновой губкой и многослойной губкой, и небольшая деформация и обесцвечивание клеток наблюдается прямо под хитозановой губкой. По этим результатам можно определить, что цитотоксичность всех губок несущественная. Тест внутрикожной реакции показал, что экстракты из всех губок не вызвали нежелательных реакций, таких как эритема или эдема, при внутрикожной инъекции. Поэтому все губки можно считать материалами, не вызывающими внутрикожных реакций.Table 7 shows the results of cytotoxicity and intradermal reaction tests. The cytotoxicity test showed that slightly deformed or degraded cells were observed directly under the gelatin sponge and multilayer sponge, and slight deformation and discoloration of cells were observed directly under the chitosan sponge. From these results, it can be determined that the cytotoxicity of all sponges is negligible. The intradermal reaction test showed that extracts from all sponges did not cause adverse reactions such as erythema or edema when injected intradermally. Therefore, all sponges can be considered materials that do not cause intradermal reactions.
Таблица 7Table 7
Claims (10)
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR10-2020-0025776 | 2020-03-02 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2810165C1 true RU2810165C1 (en) | 2023-12-22 |
Family
ID=
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20130055847A (en) * | 2011-11-21 | 2013-05-29 | 한국과학기술원 | Methods to prepare hemostatic adhesive hydrogels for medical use by catechol-containing chitosan or related polyamines and thiol-conjugated polaxomers |
| KR20130091636A (en) * | 2010-04-07 | 2013-08-19 | 백스터 인터내셔널 인코포레이티드 | Hemostatic sponge |
| RU2599033C2 (en) * | 2012-06-22 | 2016-10-10 | Зет-Медика, Ллк | Hemostatic device |
| KR101818229B1 (en) * | 2016-09-23 | 2018-01-12 | 한국과학기술원 | Method of Preparing Bloodless Needles Exhibiting Immediate Hemostatic Capability |
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20130091636A (en) * | 2010-04-07 | 2013-08-19 | 백스터 인터내셔널 인코포레이티드 | Hemostatic sponge |
| KR20130055847A (en) * | 2011-11-21 | 2013-05-29 | 한국과학기술원 | Methods to prepare hemostatic adhesive hydrogels for medical use by catechol-containing chitosan or related polyamines and thiol-conjugated polaxomers |
| RU2599033C2 (en) * | 2012-06-22 | 2016-10-10 | Зет-Медика, Ллк | Hemostatic device |
| KR101818229B1 (en) * | 2016-09-23 | 2018-01-12 | 한국과학기술원 | Method of Preparing Bloodless Needles Exhibiting Immediate Hemostatic Capability |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| МАКАРЕНКО М.В. и др. Современные подходы к разработке раневых покрытий // Труды БГУ. 2016. Том 11, часть 1. С. 273-279. SHIN M. et al. DNA/Tannic Acid Hybrid Gel Exhibiting Biodegradability, Extensibility, Tissue Adhesiveness, and Hemostatic Ability // Advanced Functional Materials, 2015, 25(8), 1270-1278. * |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP4085939A1 (en) | Hemostatic tool and fabrication method therefor | |
| US10751441B2 (en) | Tissue-adhesive porous haemostatic product | |
| Sun et al. | Cellulose/keratin–catechin nanocomposite hydrogel for wound hemostasis | |
| KR20060003872A (en) | Tissue-adhesive formulations | |
| CN111848855A (en) | Injectable hydrogel dressing with pH response and preparation method and application thereof | |
| CN113633817A (en) | In-situ polymerization strongly-adhered antibacterial hemostatic hydrogel and preparation method and application thereof | |
| CN113663116A (en) | Ion-based hydrogel with hemostasis and adhesion resistance and preparation method and application thereof | |
| US20220133943A1 (en) | Biocompatible, flexible, haemostatic sheet | |
| CN115814145A (en) | Medical tissue glue for pancreas plugging and preparation method and application thereof | |
| RU2810165C1 (en) | Application hemostatic material and method of its production | |
| CN115814163B (en) | PEG bi-component self-adhesive absorbable biological patch, and preparation method and application thereof | |
| CN113209365B (en) | Multifunctional closed hemostatic wound dressing and preparation method thereof | |
| TR2022013706T2 (en) | HEMOSTATIC DRESSING AND METHOD FOR PRODUCING THEM | |
| EP3996758B1 (en) | Haemostatic powder | |
| CN117599233A (en) | Multifunctional self-gel polysaccharide-based hemostatic powder and preparation method and application thereof | |
| KR20220035182A (en) | Biocompatible flexible hemostatic sheet | |
| Kim et al. | Coagulant Protein‐Free Blood Coagulation Using Catechol‐Conjugated Adhesive Chitosan/Gelatin Double Layer | |
| CN114957738A (en) | Injectable antibacterial hemostatic hydrogel dressing and preparation method and application thereof |