TARIFNAME YARA VE YANIK TEDAVISINDE KULLANIMA UYGUN OLAN VE ILAÇ TASIYICI SISTEM ÖZELLIGI GÖSTEREN BIYOUYUMLU VE BIYOBOZUNUR HIDROJELLER Bulusun Ilgili Oldugu Teknik Alan Bulus, yara ve yanik tedavilerinde, özellikle de düzensiz yüzeye sahip olan yara ve yanik tedavilerinde uygulanmak üzere hidrojeller ile ilgilidir. Söz konusu hidrojeller biyouyumlu ve biyobozunur yapidadir ve ayni zamanda ilaç tasiyici sistem olarak da çalisabilmekte ve kontrollü ilaç salimi saglamaktadir. Teknigin Bilinen Durumu Deri, organizmanin korunmasi, sicaklik düzenlenmesi ve duyarliligindan sorumlu olan insan vücudunun en büyük organi olup, epidermis, dermis ve hipodermis olmak üzere üç tabakadan olusmaktadir. Epidermis, derinin en dis tabakasidir ve çogunlukla keratinosit olarak isimlendirdigimiz hücrelerden olusmaktadir. Dermis, epidermal tabakanin altinda, cildin ikinci tabakasidir. Dermiste ana hücreler fibroblastlardir ve dermisin hücre disi destek matriks dokusunu yapmaktadir. Hipodermis ise; derinin en alt tabakasi olup, liposit ismini verdigimiz hücrelerden olusmaktadir. Yara, deriyi veya mukozayi olusturan dokularin travma, cerrahi girisim ya da hastaliklar gibi farkli nedenlerle bütünlügünün bozulmasi ya da kaybiyla, mevcut fizyolojik özelliklerinin geçici veya tamamen kaybolmasi olarak tanimlanir [1]. Yaralar etyolojilerine göre akut ya da kronik olarak ikiye ayrilmaktadir. Akut yaralar geçici bir etkenin neden oldugu ve kabul edilebilir bir sürede iyilesen yaralardir. Bu yaralarin iyilesmesini engelleyen faktörler az sayidadir. Kronik yaralar ise, sürekli bir etkenin neden oldugu iyilesmeyen veya çok yavas iyileserek siklikla tekrarlayan yaralardir. Iyilesmeyi engelleyen birçok sistemik ve lokal faktör söz konusudur [2]. Yanik; yüksek isi, asiri soguk, elektrik, sürtünme, radyasyon veya kimyasal maddeler sebebiyle deri bütünlügünün bozulmasiyla sonuçlanan yaralanma çesididir. Yaniklar, pek çok çevresel faktörden kaynakli olarak gelisebilmektedir. Günese çok fazla maruz kalmak, elektrik çarpmalari, kaynar su, yangin ya da buna benzer pek çok dis faktör sebepli olusabilmektedir. Günümüzde yaniklarin pek çogu ise ev kazalarindan ya da günesten kaynaklanmaktadir. Yaniklar; termal yaniklar (alev, buhar yaniklari), kimyasal yaniklar (asit ya da baz ürünlerin temasiyla), radyasyon yaniklari (günes isinlari, solaryum vb.), elektrik yaniklari seklinde çesitli türlerde meydana gelebilir. Yanigin belirtileri, yanigin siddetine göre degisir. Soyulma, deride renk degisiklikleri ve agri görülebilir. Yaniklarda en sik rastlanan komplikasyon enfeksiyondur. Elektrik yaniklari kaslardaki hasar nedeniyle kompartman sendromu (kaslarin toplandigi alanda ödem) ve rabdomiyolize (vücuttaki kas dokularinin herhangi bir sebeple ani ve hizli bir sekilde hasar görmesi) neden olur. Yanik derecesine bagli olarak kemik yogunlugunda azalmaya ve kas kitlesinde kayba neden olabilir. Büyük yaniklarda hasta, psikolojik olarak etkilenerek travma sonrasi stres bozuklugu yasayabilir. Yanigin derecesine ve büyüklügüne bagli olarak rahatsiz edici izler kalabilir. Günes yaniklari cilt kanserine neden olabilir. Yaniklar birinci, ikinci ve üçüncü derece olarak farkli siddetlerde görülmektedir. Tedavi yanigin derecesine göre belirlenir. Birinci ve ikinci derece yaniklar ilaç tedavisi ile iz birakmadan 2-3 hafta içinde iyilesir. Dermis'in ünden fazlasi etkilenmisse iz ve islev kayiplari görülür. Bu nedenle cerrahi müdahale gerektirebilir. Üçüncü derecede yaniklarda dermis ve epidermis tamamen yanmis oldugu için iz ve islev kaybi olur ve cerrahi müdahale gerekir. Herhangi bir yara veya yanik durumunda cildin iyilesmesi, yara bölgesinde sirasi ile hemostaz (pihtilasma), inflamasyon (mononükleer hücre infiltrasyonu), proliferasyon (epitelizasyon, fibroplazi, anjiyogenez ve granülasyon dokusunun olusumu) ve olgunlasma (kollajen birikimi veya doku olusumunu) asamalarini içeren sistemik bir süreçtir. Yara tedavisi için yapilan arastirmalarda ve uygulamalarda yara örtüleri önemli bir yer tutmaktadir. Yara bakim ürünleri yara bölgesini örterek, zarar görmüs dokuyu dis etkilerden koruyarak ve yapisi uygunsa hücre üretimini aktive ederek iyilesme sürecine katki saglamaktadir [3]. Geçmiste yara bakimi için degisik absorpsiyon kapasitesinde dogal ve sentetik bandajlar, hidrofil pamuk, sargi bezi ve gazli bez gibi geleneksel yara örtüleri kullanilmaktaydi. Bu örtülerin öngörülen öncelikli islevi yara eksüdasinin buharlasmasina olanak verecek sekilde yarayi kurutarak bakterilerin yara ortaminda üremesini engellemektir [4]. Günümüzde yara çevresinde olusturulan ilik ve nemli bir ortamin daha hizli ve basarili bir yara iyilesmesi sagladigi görülmüstür. Bu anlayis, yara iyilesme sürecinde epitel hücrelerin hareketine izin verecek ideal ortam kosullarinin olusturulmasina dayanmaktadir. Yara tedavisi için gerekli ideal kosular, yara etrafinda hücre ve dokularin rejenerasyonuna izin verecek kadar nemli ve bir ortam, etkin oksijen sirkülasyonu ve düsük bakteriyel kontaminasyon olarak özetlenmektedir. Bu ideal kosullara ulasabilmek için modern yara örtüleri gelistirilmektedir. Yara ve yanik iyilesmesini etkileyen birçok lokal ve sistemik faktör bulunmaktadir. Lokal faktörler; yara bölgesinde enfeksiyon, yetersiz kan dolasimi, hipoksi, doku nekrozu, yabanci partiküllerin varligi, tekrarlayan travmalar ve yara bölgesinin hareketligi seklinde siralanabilir. Birçok yara problemsiz iyilesirken kronik yaralarin büyük kisminda onarim süresinin uzamasiyla birlikte iyilesmede sorunlar görülür ve açik yara olarak karsimiza çikmaktadir. Hidrojeller, yüksek oranda suyu bünyesine alarak sisme özelligi gösterebilen çapraz bagli polimer yapilardir ve bu sistemler ag yapi içerisinde tutuklanmis molekülleri, içinde bulundugu çözelti ortamina kontrollü (yavas) sekilde birakmaktadir. Hidrojeller üç boyutlu yapilar olup, hidrofilik polimer zincirlerinin çapraz baglantilar ile bir arada tutulmasi ile olusmakta ve bu hidrojeller doku kültürü çalismalarinda üç boyutlu iskele yapilari olarak kullanilmaktadir. Üç boyutlu iskeleler, hücrelere yapisal destek saglayarak, hücrelerin tutunmasini ve çogalmasini saglamaktadir. Bu yara örtüleri, yüksek absorpsiyon kapasitesine sahiptir ve yara yüzeyine yapismazlar. Ayrica, agri dindirici özellige sahiptir ve nemli yapisi sayesinde yaranin isisini ayarlayarak serinletici bir etki yaratirlar. polietilen imin ve 1-vinil imidazol monomerleri ve istege bagli olarak poliakrilik asit ve/veya polivinil alkol ve çapraz baglayici olarak N,N-metilen bisakrilamid ile elde edilen hidrojeller açiklanmaktadir. Bu hidrojeller terapötik ajanlarin tasinmasinda kullanilmaktadir. Burada açiklanan hidrojellerden istenildiginde elektriksel uyarimla ilaç salinimi yapilmasi saglanmaktadir. Ancak, bu hidrojeller her ne kadar ilaç tasima ve tasidigi ilaci kontrollü olarak salma özelliklerine sahip olsa da, biyobozunurluk özelligine sahip olmadigi ve biyouyumlu bir yapida olmadigi görülmektedir. Biyobozunurluk özelligine sahip olmayan bu tip sistemlerin yara ve yanik tedavisi veya ilaç tasima amaciyla kullanimi oldukça sinirli olmaktadir. Önceki teknikte yer alan bir diger çalismada, bir antibakteriyel polimer olan N-(2- hidroksipropil)-3-trimetilamonyum kitosan klorür (HTCC) ile biyoyapiskan özellige sahip polidekstran aldehidin yara ortaminda bir araya getirilmesiyle olusan antibalteriyel özellige sahip hidrojeller açiklanmaktadir [5]. Hoque ve arkadaslari tarafindan yapilan bu çalismada açiklanan sistemin biyobozunurluk özelligine sahip olmadigi görülmektedir. Bu durum söz konusu jelin uygulama alanini kisitlamaktadir. Altinbasak ve arkadaslari tarafindan yapilan bir diger çalismada ise, redoks duyarli hidrojeller açiklanmaktadir [6]. Bu yayinda açiklanan hidrojeller, yan dallarinda furan molekülü ve PEG zincirleri bulunan metakrilat omurgali bir polimer ile her iki ucunda maleimid grubu bulunan ve yapisinda disülfit grubu içeren bir çapraz baglayicinin reaksiyona girmesiyle elde edilmektedir. Bu sekilde hazirlanan hidrojeller yapisinda bulunan disülfit grubu sayesinde fizyolojik ortamda bozunma özelligi kazanmaktadir. Burada yer alan hidrojelin ilaç tasima ve yara tedavisinde kullanim için ihtiyaç duyulan biyouyumluluk, biyobozunurluk, ilaç tasima özelligi gibi birçok istenilen özellige sahip oldugu görülmektedir. Ancak, burada açiklanan hidrojelin olusmasi, jeli olusturan bilesenlerin bir araya getirilmesinden itibaren belirli bir süre almaktadir. Bir diger deyisle bu sekilde olusturulan hidrojeller enjekte edilebilir özellige sahip degildir. Ayrica, burada kullanilan çapraz baglayici suda çözünmemekte, dolayisiyla bu çapraz baglayicilari kullanmak için toksik organik çözücüler kullanilmasi gerekmektedir. Bu toksik çözücüler de insan vücuduna zarar verecekleri için bu hidrojellerin enjekte edilebilir olarak kullanimlarini engellemektedirler. Bu nedenle söz konusu çapraz baglayicilarin birçok jelin fabrikasyonu için kullanmasi mümkün görülmemektedir. Mevcut teknikte yara ve yanik tedavilerinde uygulanilan yara örtülerinin yetersiz kalmasi, mevcut yara-yanik örtülerinin etkin bir iyilesme saglayamamasi, biyouyumlu ve biyo-bozunur olmamasi, mevcut yara-yanik örtülerinde yara-yanik ile dis ortamin temasinin yeterince kesilmemesi dolayisiyla ek komplikasyonlar ve enfeksiyonlar olusabilmesi gibi sebepler dolayisiyla, yara ve yanik tedavilerinde, özellikle de düzensiz yüzeye sahip olan yara ve yanik tedavilerinde uygulanmak üzere biyouyumlu ve biyobozunur bir yara-yanik örtüsünün gelistirilmesi gerekli kilinmistir. Bulusun Kisa Açiklamasi ve Amaçlari Mevcut bulusta, yara ve yanik tedavilerinde, özellikle de düzensiz yüzeye sahip olan yara ve yanik tedavilerinde uygulanmak üzere biyouyumlu ve biyobozunur hidrojeller açiklanmaktadir. Söz konusu hidrojeller düzensiz yüzeye sahip olan yara ve yaniklarin üstünün örtülerek dis ortamla temasini kesmekte veya vücut içerisinde bir noktaya bu hidrojellerin enjekte edilmesi ile yara alaninda veya hedef alanda aninda jellesme saglanmaktadir. Bulusun bir amaci, yara ve yanik tedavilerinde kullanilmak üzere etkin iyilesme saglayan biyouyumlu ve biyobozunur yapida yara ve yanik örtüsü saglanmasidir. Bulusa konu hidrojeller, hizli bir sekilde reaksiyona girerek jellesebilen polimerlerin bir araya getirilmesiyle elde edilmektedir. Bu sekilde hem hizli bir sekilde olusan hidrojeller elde edilmekte hem de seçilen maleimid ve tiyol içeren polimerler sayesinde söz konusu hidrojellerin biyouyumlu olmasi saglanmaktadir. Maleimid ve tiyol içeren polietilen glikol homopolimerler sistemin hem hizlica jellesmesini hem de biyouyumlu olmasini saglamaktadir. Ayni zamanda bu polimerler (yani hem maleimid hem de tiyol içeren polimerler) hem pH'a hem de redoksa duyarli olup, özellikle tümör dokusu gibi dokularda normal saglikli dokulara oranla daha hizli bozulmaktadir. Ayrica, bulusta farkli kol sayisi ve polimer molekül agirligina sahip polimerler kullanilabilmekte ve bu sayede hidrojellerin mekanik özellikleri (sertlik, yumusaklik, esneklik) degistirilebilmektedir. Böylece hidrojeller uygulanan yüzeylerde karsilasabilecegi mekanik stres gibi etkilere bozulmadan dayanabilmektedir. Bunun yani sira yukarida bahsedildigi üzere polimerin özelliklerinin degistirilmesi ile farkli ilaç salim profilleri (hizli ilaç salimi, kontrollü ilaç salimi, uzun dönem ilaç salimi) de elde edilebilir. Buna ek olarak; söz konusu hidrojeller, jeli olusturan polimerin yapisinda bulunan disülfit baglarinin sagladigi redoks duyarliligi sayesinde vücuttaki fizyolojik ortamda parçalanabilir özellige sahip oldugundan, biyobozunur özellik de göstermektedir. Bulusun bir diger amaci, ayni zamanda ilaç tasiyici sistem olarak da kullanilabilen yara ve yanik örtüsü saglanmasidir. Bulusta elde edilen hidrojeller, yara örtüsü olarak dis ortamla yaranin temasini kesmesinin yanisira, içerisine yüklenen ilaçlarin veya herhangi baska bir terapötik ajanin (protein, büyüme faktörü vb.) tasinmasini ve kontrollü bir sekilde bulundugu bölgede ilaç salimi yapilmasini saglamaktadir. Bulusta ilaçlar, jellesme öncesinde polimer solüsyonlari ile karistirilmaktadir. Daha sonrasinda polimerler birbiriyle birlestirilip hidrojeller olustugunda ilaçlar da bu hidrojellerin içerisine fiziksel olarak hapsolmaktadir. Bahsi geçen hidrojellerin ilaç tasima sistemi olarak kullanimi tercih edildigi durumlarda, hidrojellere çesitli terapötik ajanlar yüklenerek invazif yöntemlere gerek kalmadan hidrojelin vücuda yerlestirilmesi saglanir. Bulusun bir diger amaci, düzensiz yüzeye sahip olan yara ve yanik tedavilerinde uygulanmak üzere yara ve yanik örtüsü saglanmasidir. Bulusa konu hidrojeller, düzensiz yüzeye sahip olan yaralarin üstünün örtülerek dis ortamla temasinin kesilmesini saglamaktadir. Bulusa konu hidrojeller yaraya enjekte edildikleri an itibari ile sivi olmasina ragmen yarayla temastan çok kisa bir süre sonra jel formunu almaktadirlar, bu da bu jellerin düzensiz yüzeye sahip bir yara üstünü tam da onun sekline göre kapatmasini ve dis ortamla temasini kesmesini saglamaktadir. Bulusun bir diger amaci, yara ve yanik tedavilerinde uygulanmak üzere suda sisme kapasitesi, esnekligi ve protein salim profil, bozunma hizi ayarlanabilen hidrojeller elde edilmesidir. Bulusa konu hidrojeller, pH 5 ile pH 9 arasinda 35-37 OC'de kendi agirliginin 20 katina kadar içerisine su çekip sisebilmektedir. Hidrojellerin suda sisme kapasitesi, esnekligi, bozulma hizi ve protein salinim profili tamamen baslangiçta kullanilacak polimerlerin özelliklerine baglidir (3-64 arasinda kol sayisina sahip, polimer molekül agirligi 1kDa ile grubu bulunan polimerler). Farkli kol sayisina sahip ya da farkli uzunluklardaki polimerlerle elde edilen hidrojeller de, farkli mekanik özelliklere, örnegin farkli esneklik, yumusaklik, sertlik, ilaç yükleme kapasitesine (0-20 mg proteyin/iOO mg hidrojel) sahip olacaktir ve bu da bu hidrojel platformunun farkli amaçlarla veya vücudun farkli bölgelerinde kullanimi için modifiye edilebilmesini saglamaktadir. Bunun kontrollü ilaç salimi için önemi, hidrojellerin içerisine yükledigimiz ilaç moleküllerinin, içeriden disariya hareketini sadece bu hidrojel içerisindeki sivi ortam sayesinde yapmalaridir Bulusun bir diger amaci, vücut içerisinde herhangi bir noktaya hidrojelin yerlestirilmesi gibi uygulamalarda yara alaninda veya hedef alanda aninda jellesebilen hidrojeller saglanmasidir. Bulusta elde edilen hidrojeller enjekte edilebilir özellikte olup, enjeksiyon sonrasi hedef alanda jel olusturarak hedef alanin yüzeyiyle yüksek oranda uyum göstermektedir. Bu özelligi sayesinde söz konusu hidrojeller vücut içerisinde hedeflenen bir noktaya enjekte edilebilmekte ve yara alaninda veya hedef alanda aninda jellesebilmektedir. Polimerlerin üzerlerinde bulunan fonksiyonel gruplar; tiyoller ve maleimidler birbirleriyle çok hizli bir sekilde reaksiyona girip polimer solüsyonlarini hidrojellere dönüstürmektedirler. Baslangiçta enjekte edilen polimer solüsyonlari enjekte edildikleri yerdeki yara yüzeyinin hemen seklini alacagi için, jellesme gerçeklestikten sonra da bu sekli korumaktadir. Sekillerin Açiklamasi Sekil 1. Hidrojellerden albümin proteininin salinim grafigi. Sekil 2: Bulusa konu hidrojellerin hazirlanma yöntemi. Bulusun Ayrintili Açiklamasi Mevcut bulus; yara ve yanik tedavilerinde, özellikle de düzensiz yüzeye sahip olan yara ve yanik tedavilerinde uygulanmak üzere biyouyumlu ve biyobozunur hidrojellerle ilgilidir. Bu hidrojeller, yara ve yanik örtüsü olarak kullanilabildigi gibi herhangi bir terapötik ajanin yüklenmesiyle ilaç tasiyici sistem olarak da kullanilabilmekte ve Bulusa konu hidrojeller; her bir kol veya dalin ucunda -SH grubu bulunan 3-64 kollu (Formül il) veya polimer ile Formül l'de gösterilen kimyasal yapiya sahip olan ve her iki ucunda da maleimit grubu bulunan çapraz baglayicinin kovalent olarak birbirine baglanmasiyla olusan çapraz bagli polimerlerdir. Bulusa konu hidrojeller; her bir kol veya dalin ucunda -SH grubu bulunan 3-64 kollu polimer ile Formül l'de gösterilen kimyasal yapiya sahip olan ve her iki ucunda da maleimit grubu bulunan çapraz baglayicinin reaksiyonu sonucu elde edilmektedir. gN/MîoÄMySEWOMOÖS/OWS/Sbîî/LOM Ng Formül l edilen uygulanmasinda Formül I"de belirtilen x degeri 1 ila 18 arasinda, tercihen 2 ila 16 arasindadir. x degeri örnegin 3 ila 15 arasinda bir deger veya 4-13 arasinda bir olabilir. Formül I`in yapisi incelendiginde, 3 karbonlu bir zincirin sadece ortasindaki karbon için bu x degeri tanimlanmaktadir. Bu durumda x degeri eger 0 olursa, bu zincir 3 karbonlu degil 2 karbonlu olmaktadir. Yani x'in 0 oldugu durumda COO- ile maleimit arasinda -CH2-CH2 yapisi olmaktadir. Bulusun tercih edilen uygulanmasinda Formül arasinda bir deger veya 4-13 arasinda bir deger veya 1 veya 2 veya 3 veya 4 veya 5 n degeri 0-460 arasinda, tercihen 1-455 arasindadir. Bulusun tercih edilen uygulanmasinda Formül I'de belirtilen x ve y degerleri 1i n degeri 45'tir. Bulusun tercih edilen uygulamasinda söz konusu polimer polietilen glikol bisülfür bismaleimittir. Bulusa konu çapraz baglayicinin en önemli özelligi; üzerinde hem bisülfit hem de maleimit gruplarini içermesi hem de suda çözünebilir olmasidir. Bu özellik sayesinde, bulusa konu çapraz baglayici hem enjekte edilebilir özelligi saglayan maleimit-tiyol reaksiyonu gerçeklestirebilmekte hem de üzerinde bisülfit gruplari bulundurdugu için bu çapraz baglayiciyla elde edilen hidrojellerin kontrollü bir biçimde bozulmasi saglanmaktadir. Bulusa konu hidrojelin eldesi için kullanilan, her bir kol veya dalin ucunda -SH grubu bulunan 3-64 kollu polimerler Formül il ve 3-64 dalli polimerler ise Formül III ile st veya M Formül ll gösterilmektedir. Formül III Formül Il'de Z=1-62 degerlerinde olabilmektedir ve tiyol molekülünde kullanilan polimer, uçlarina tiyol grubu takilabilen biyouyumlu polimerler olabilir. Bulusun tercih edilen bir uygulamasinda 2: 1-16 araliginda, tercihen 1-10, özellikle tercihen 1-5 araliginda olabilir. Formül II ve Formül III'te yer alan A grubu, biyouyumlu polimerleri ifade etmektedir. Bahsi geçen biyouyumlu polimer; polietilen glikol, polilaktik asit, poliglikolik asit, polikaprolakton, poli(laktik-ko-glikolik) asit, poli(N-izopropilk akrilamid), poli((DL-laktikasit-ko-glikolik asit)-g-etilen glikol'den olusan grubun içerisinden seçilebilir. Bulusun tercih edilen bir uygulamasinda A grubu biyouyumlu polimer olarak polietilen glikol kullanilmaktadir. A grubu biyouyumlu polimer polietilen glikol, polilaktik asit, poliglikolik asit, polikaprolakton'dan olusan bir grubun içerisinden seçilebilir. Bulusun özellikle tercih edilen bir uygulamasinda Formül II veya lll'te z degeri 2 olan, A grubu ise polietilen glikol olarak seçilir. Bulusta, hidrojellerin eldesi için biyouyumlu polimer olarak 3-64 arasinda, tercihen 3- 18 arasinda, tercihen 3-12, özellikle tercihen 3-7 kol sayisina ya da dal sayisina sahip, polimer molekül agirligi 1kDa ile 100 kDa arasinda, tercihen 2 kDa ile 50 kDa arasinda, özellikle tercihen 5 kDa ile 20 kDa arasinda arasinda olan ve her bir ucunda tiyol (- SH) grubu bulunan biyouyumlu polimerler kullanilmaktadir. Bulusun bir uygulamasinda polimer olarak 5kDa ve 10 kDa ve 20 kDa molekül agirligina sahip biyouyumlu polimerler kullanilabilir. Bulusun tercih edilen bir uygulamasinda polimer moleküler agirligi 10 kDa olan ve her bir ucunda tiyol (-SH) grubu bulunan 4 kollu polietilen glikol kullanilmaktadir. Bulusa konu hidrojeller, jeli olusturan polimerlerin yapisinda bulunan disülfit baglarinin sagladigi redoks duyarliligi sayesinde vücuttaki fizyolojik ortamda parçalanabilir özellik göstermekte ve dolayisiyla biyobozunur özellik kazanmaktadir. -SH gruplari hem maleimit gruplariyla hem de disülfit gruplariyla (-S-S-) reaksiyona girebilmekteyken, bulusta gerçeklestirilen analizlerde bulusta kullanilan polimerler üzerinde bulunan -SH gruplarinin jellesme esnasinda sasirtici bir sekilde seçici olarak sadece maleimit gruplari ile reaksiyona girdigi ve (-S-S-) gruplarinin bozulmadigi gözlemlenmistir. Bulusta elde elde edilen hidrojele floresin boyasi ile isaretlenmis albümin yüklenmis ve floresin bagli serum albümin tasiyan hidrojel (F-BSA hidrojel), pH 6-8 arasindaki tamponu çözeltisi içerisinde ve solüsyonu içerisinde 10 dakika boyunca ayri ayri bekletilmistir. Içerisinde herhangi bir tiyol (-SH) grubu bulunmayan tampon çözelti içerisinde bekletilen hidrojelde herhangi biz bozulma olmamaktadir. Diger yandan DTT, içerisinde serbest tiyol (-SH) gruplari bulunan bir moleküldür ve bulusa konu floresin bagli albümin içeren hidrojel DTT içeren çözeltilerle temas ettiginde jel içerisinde bulunan disülfit yapilari (-S-S-) tiyol grubu (-SH) varliginda redoks reaksiyonuna girerek jel yapisi 10 dakika gibi kisa bir sürede tamamen bozulmustur. Bu bozulma, boyanin solüsyon içerisinde dagilmasindan anlasilmaktadir. Yapilan analizin sonucunda, floresin boyasi ile isaretlenmis albümin yüklenmis hidrojelin vücudun fizyolojik ortaminda da bulunan -SH molekülleri varliginda bozulmasiyla floresin ile isaretlenmis albüminin salindigi kanitlanmis ve bulusa konu hidrojellerin ilaç veya herhangi baska bir terapötik ajan (protein, büyüme faktörü vb.) tasimada kullanima uygunlugu gösterilmistir. Bulusta elde edilen hidrojeller, yara örtüsü olarak dis ortamla yaranin temasini kesmesinin yanisira, içerisine yüklenen ilaçlarin veya herhangi baska bir terapötik ajanin (protein, büyüme faktörü vb.) tasinmasini ve kontrollü bir sekilde bulundugu bölgede ilaç salimi yapilmasini saglamaktadir. Bulusta ilaçlar, jellesme öncesinde polimer solüsyonlari ile karistirilmaktadir. Daha sonrasinda polimerler birbiriyle birlestirilip hidrojeller olustugunda ilaçlar da bu hidrojellerin içerisine fiziksel olarak hapsolmaktadir. Sekil 1'de albümin proteininin hidrojeller içerisinden salinimi gösterilmektedir. Jellesme öncesinde polimer solüsyonlariyla karistirilan proteinler, jellesme sonrasinda hidrojellerin içerisine yüklenmis oluyorlar. Daha sonrasinda bu hidrojeller dithiothreitol (DTT) molekülü (jellerin parçalanmasina sebep olan bir molekül) içeren ve içermeyen fosfat tamponlu tuz çözeltisi (PBS, fosfat tamponlu salin çözeltisi) içerisine batiriliyorlar ve proteinlerin salinimi görüntüleniyor. Ilk yirmi saatte, DTT molekülü içeren solüsyondaki bulunan hidrojeller içerisinden, proteinler hizli bir sekilde çikarken (siyah yuvarlak), DTT molekülü içermeyen solüsyondaki hidrojellerden protein salinimi (siyah kare) %15'te kaliyor. Protein salinimini kontrol etmek için, DTT molekülü içermeyen solüsyona 20. Saatten sonra yüksek konsantrasyonda DTT molekülü eklenmistir ve sekilde de görülecegi üzere, hizli bir protein salinimi elde edilmistir. Bulusta açiklanan yara ve yanik tedavilerinde, özellikle de düzensiz yüzeye sahip olan yara ve yanik tedavilerinde uygulanacak hidrojellerin hazirlanmasi için yöntem; Formül I ile gösterilen çapraz baglayicinin pH 6-8 degerlerinde bir tampon çözelti içerisinde çözülmesi, Çapraz baglayicida bulunan maleimit gruplari ile ayni sayida -SH grubu olmak üzere, 3-64 arasinda kol sayisina sahip, polimer molekül agirligi 1kDa ile islem adiminda kullanilan ile ayni hacme sahip tampon çözeltisi içerisinde çözülmesi, Çapraz baglayici içeren çözelti ile polimer içeren çözeltinin karistirilmasiyla hidrojelin elde edilmesi Bulusun bir uygulamasinda yara ve yanik tedavilerinde, özellikle de düzensiz yüzeye sahip olan yara ve yanik tedavilerinde uygulanacak hidrojellerin hazirlanmasi için yöntem; Formül I ile gösterilen çapraz baglayicinin pH 6-8 degerlerinde bir tampon çözelti içerisinde çözülmesi, Çapraz baglayicida bulunan maleimit gruplari ile ayni sayida -SH grubu olmak üzere, 4-16 arasinda kol sayisina sahip, polimer molekül agirligi 5kDa, 10 kDa veya 20 kDa olan ve her bir ucunda tiyol (-SH) grubu bulunan polimerin (i) islem adiminda kullanilan ile ayni hacme sahip tampon çözeltisi içerisinde çözülmesi, Çapraz baglayici içeren çözelti ile polimer içeren çözeltinin karistirilmasiyla hidrojelin elde edilmesi Bulusun tercih edilen uygulamasinda, yara ve yanik tedavilerinde uygulanacak hidrojelin hazirlanmasi için yöntem; Formül l ile gösterilen 10 mg çapraz baglayicinin 50 mcl tampon çözeltisi içerisinde çözülmesi, Moleküler agirligi 10 kDa olan ve her bir ucunda tiyol (-SH) grubu bulunan 4 kollu sahip 10 mg polietilen glikolün 50 mcl tampon çözeltisi içerisinde çözülmesi, iii. Çapraz baglayici içeren çözelti ile polimer içeren çözeltinin karistirilmasiyla hidrojelin elde edilmesi Bulus bir diger açidan yara ve yanik tedavilerinde yara ve yanik örtüsü olarak kullanim için bulusa uygun hidrojellere iliskindir. Yara ve yanik tedavilerinde ilaç tasiyici sistem olarak kullanim için bulusa konu hidrojellere antibiyotikler, terapötik proteinler, antienflamatuvar ajanlar, agri kesici ajanlar, terapötik proteinler ve/veya antibakteriyel ajanlar yüklenebilmekte ve tasindigi yerde bu ilaçlar kontrollü bir sekilde salinmaktadir. Bulusta çapraz baglayici veya polimerin çözülmesi için tampon çözelti olarak pH degeri 6-8 araliginda olan herhangi bir tampon çözeltisi, tercihen pH degeri 6-8 araliginda olan fosfat tamponlu salin çözeltisi (PBS ) kullanilmaktadir. Bulusa konu, yara ve yanik uygulamalarinda hem yara örtüsü hem de ilaç tasima sistemi olarak kullanima uygun bir hidrojel elde etmek için bir polimerik kompozisyon; - Istem 1-8'den herhangi birine göre Formül I ile gösterilen bir çapraz baglayici ve istege bagli olarak tampon çözeltisi içeren 1. Bilesim gNßMîoÄb/iy 3% V "In\/ ms Viko/`5%` N?) Formül I - en az üç adet -SH grubu bulunan, Formül II ile gösterilen 3-64 kollu biyouyumlu polimer (A) ve/veya Formül III ile gösterilen 3-64 dalli biyouyumlu polimer (A) ve istege bagli olarak tampon çözeltisi içeren 2. Bilesim HSW veya m Formül II .. Formul III içermektedir ve burada z=1-62 arasinda bir degere sahiptir. Bulusun bir uygulamasinda 2: 1-16 araliginda, tercihen '1-10 araliginda olabilir. Bulusun tercih edilen uygulamasinda polimerik kompozisyonda, polimer moleküler agirligi 10 kDa olan ve her bir ucunda tiyol (-SH) grubu bulunan 4 kollu polietilen glikol kullanilmaktadir. Bulus ayni zamanda bulusa konu hidrojel ve çapraz baglayiciyi içeren bir kit ile ilgilidir. Yara ve yanik uygulamalarinda kullanilmak üzere bir kit; - Formül I ile gösterilen bir çapraz baglayici içeren bir birinci bilesim Formüll - en az üç adet -SH grubu bulunan, Formül Il ile gösterilen 3-64 kollu biyouyumlu polimer (A) ve/veya Formül ili ile gösterilen 3-64 dalli biyouyumlu HSW veya W % A A î Formül II __ Formul III - en az bir enjektör, içermektedir. Burada Formül ll veya Formül Ill'te z=1-62 arasinda bir degere sahiptir. Bulusa konu kitte, birinci bilesim ve ikinci bilesim içerisinde ayrica tampon çözeltisi bulunabilir. Yani söz konusu kit, iki farkli toz bilesim ve enjektör içerebilir veya iki farkli solüsyon ve enjektör içeren bir kit olabilir. Formül II veya III ile gösterilen polimeri içeren ikinci bilesim, çözelti ile çözülerek solüsyon haline getirilmeye uygun birtoz veya istege bagli olarak bulunan pH degeri 6-8 arasinda bir tampon çözeltisi ile solüsyon halinde bulunabilir. Kit içerisinde bu iki bilesimin birbiri ile karisarak yüzeye uygulanmasini saglayacak bir veya birden fazla enjektör bulunur. Enjektörler birbirinden ayri olup ekstra bir aparatla da birbirine baglanabilir veya çift hazneli bir enjektör de olabilir. Her iki polimer solüsyonunun birbiri ile karismadan haznesine eklenebilmesini ve enjektörden çikis aninda bu solüsyonlarin birbiri ile karismasini saglayan herhangi bir enjektör kit içerisine dahil edilebilir. Ancak tercihen, çift hazneli bir enjektör kullanilmaktadir. Kit içerisinde solüsyon degil de toz kullanilmasi durumunda, kit içerisinde ayrica pH degeri 6-8 arasinda olan bir tampon çözeltisi de kitin bir parçasi olarak ayrica bulunabilir. Bulusun tercih edilen uygulamasinda kit, 50 mg çapraz baglayici ve 50 mg 4 kollu, moleküler agirligi 10 kDa olan PEG tiyol polimeri içeren iki vial ve bir enjektör içermektedir. Viallerdeki polimerler ayri ayri 250 ul su ile çözülür. Daha sonrasinda olusan polimer solüsyonlari ayri ayri enjektörlere alinir ve istenilen bölgeye enjektör yardimi ile uygulanir. Solüsyonlar enjektörden çikmadan önce yine enjektörün içinde karistirilir ve bu sekilde enjekte edilir. TR TR TR TR DESCRIPTION BIOCOMPATIBLE AND BIODEGRADABLE HYDROGELS SUITABLE FOR USE IN WOUND AND BURNS TREATMENT AND SHOWING DRUG CARRIER SYSTEM PROPERTIES Technical Field to which the Invention Relates The invention relates to hydrogels to be applied in wound and burn treatments, especially in wound and burn treatments with irregular surfaces. The hydrogels in question are biocompatible and biodegradable and can also work as a drug carrier system and provide controlled drug release. State of the Art Skin is the largest organ of the human body, responsible for the protection of the organism, temperature regulation and sensitivity, and consists of three layers: epidermis, dermis and hypodermis. Epidermis is the outermost layer of the skin and consists mostly of cells we call keratinocytes. Dermis is the second layer of skin, below the epidermal layer. The main cells in the dermis are fibroblasts and make the extracellular support matrix tissue of the dermis. The hypodermis is; It is the lowest layer of the skin and consists of cells we call lipocytes. Wound is defined as the temporary or complete loss of existing physiological properties due to the deterioration or loss of integrity of the tissues forming the skin or mucosa due to different reasons such as trauma, surgical intervention or diseases [1]. Wounds are divided into acute or chronic according to their etiology. Acute wounds are wounds caused by a temporary factor and heal within an acceptable period of time. There are few factors that prevent these wounds from healing. Chronic wounds are wounds that do not heal or heal very slowly and recur frequently, caused by a persistent factor. There are many systemic and local factors that prevent healing [2]. Burn; It is a type of injury that results in disruption of skin integrity due to high heat, extreme cold, electricity, friction, radiation or chemicals. Burns can develop due to many environmental factors. It may occur due to too much exposure to the sun, electric shocks, boiling water, fire or many similar external factors. Nowadays, most burns are caused by home accidents or sun exposure. Burns; Various types of burns may occur, such as thermal burns (flame, steam burns), chemical burns (contact of acid or base products), radiation burns (sun rays, solarium, etc.), electrical burns. Burn symptoms vary depending on the severity of the burn. Peeling, skin color changes and pain may occur. The most common complication of burns is infection. Electrical burns cause compartment syndrome (edema in the area where the muscles gather) and rhabdomyolysis (sudden and rapid damage to the muscle tissues in the body for any reason) due to damage to the muscles. Depending on the degree of burn, it may cause a decrease in bone density and loss of muscle mass. In large burns, the patient may be psychologically affected and experience post-traumatic stress disorder. Depending on the degree and size of the burn, disturbing scars may remain. Sunburns can cause skin cancer. Burns occur in different severities as first, second and third degree. Treatment is determined according to the degree of burn. First and second degree burns heal with medication within 2-3 weeks without leaving any scars. If more than the dermis is affected, scars and loss of function occur. Therefore, it may require surgical intervention. In third-degree burns, since the dermis and epidermis are completely burned, scars and loss of function occur and surgical intervention is required. In case of any wound or burn, skin healing is a systemic process that includes the stages of hemostasis (coagulation), inflammation (mononuclear cell infiltration), proliferation (epithelialization, fibroplasia, angiogenesis and granulation tissue formation) and maturation (collagen accumulation or tissue formation) in the wound area, respectively. is the process. Wound dressings have an important place in research and practice for wound treatment. Wound care products contribute to the healing process by covering the wound area, protecting the damaged tissue from external effects, and activating cell production if the structure is suitable [3]. In the past, traditional wound dressings such as natural and synthetic bandages with different absorption capacities, hydrophilic cotton, dressings and gauze were used for wound care. The primary function of these dressings is to prevent the proliferation of bacteria in the wound environment by drying the wound to allow the wound exudate to evaporate [4]. Today, it has been observed that a warm and moist environment created around the wound provides faster and more successful wound healing. This understanding is based on creating ideal environmental conditions that will allow the movement of epithelial cells during the wound healing process. The ideal conditions required for wound treatment are summarized as an environment that is moist enough to allow the regeneration of cells and tissues around the wound, effective oxygen circulation and low bacterial contamination. Modern wound dressings are being developed to achieve these ideal conditions. There are many local and systemic factors that affect wound and burn healing. Local factors; Infection in the wound area, inadequate blood circulation, hypoxia, tissue necrosis, presence of foreign particles, repetitive traumas and mobility of the wound area. While many wounds heal without any problems, the majority of chronic wounds experience healing problems as the repair time increases and appear as open wounds. Hydrogels are cross-linked polymer structures that can swell by absorbing high amounts of water, and these systems release the molecules trapped in the network structure into the solution environment in a controlled (slow) manner. Hydrogels are three-dimensional structures, formed by holding hydrophilic polymer chains together with cross-links, and these hydrogels are used as three-dimensional scaffold structures in tissue culture studies. Three-dimensional scaffolds provide structural support to cells, allowing cells to adhere and proliferate. These wound dressings have high absorption capacity and do not adhere to the wound surface. In addition, they have pain-relieving properties and, thanks to their moist structure, they create a cooling effect by adjusting the temperature of the wound. Hydrogels obtained with polyethylene imine and 1-vinyl imidazole monomers and optionally polyacrylic acid and/or polyvinyl alcohol and N,N-methylene bisacrylamide as crosslinker are described. These hydrogels are used to deliver therapeutic agents. Drug release is possible from the hydrogels described here, when desired, by electrical stimulation. However, although these hydrogels have the ability to carry drugs and release the drug they carry in a controlled manner, they do not have biodegradability and do not have a biocompatible structure. The use of such systems, which do not have biodegradability, for wound and burn treatment or drug delivery is quite limited. Another study in the prior art describes hydrogels with antibacterial properties formed by combining N-(2-hydroxypropyl)-3-trimethylammonium chitosan chloride (HTCC), an antibacterial polymer, and polydextran aldehyde, which has bioadhesive properties, in the wound environment [5]. It is seen that the system described in this study by Hoque and his friends does not have biodegradability. This situation limits the application area of the gel in question. In another study conducted by Altınbaşak and colleagues, redox-sensitive hydrogels are described [6]. The hydrogels described in this publication are obtained by reacting a methacrylate backbone polymer with furan molecules and PEG chains on its side branches and a cross-linker with a maleimide group at both ends and a disulfide group in its structure. Hydrogels prepared in this way gain the ability to degrade in physiological environments thanks to the disulfide group in their structure. It is seen that the hydrogel contained here has many desired properties such as biocompatibility, biodegradability, and drug transport properties needed for drug delivery and use in wound treatment. However, the formation of the hydrogel described here takes a certain amount of time after the components that form the gel are brought together. In other words, hydrogels formed in this way do not have injectable properties. Additionally, the crosslinker used here is insoluble in water, so toxic organic solvents must be used to use these crosslinkers. Since these toxic solvents will harm the human body, they prevent the use of these hydrogels as injectables. For this reason, it is not possible to use these cross-linkers for the fabrication of many gels. In the current technique, the wound dressings used in wound and burn treatments are insufficient, the existing wound-burn dressings cannot provide effective healing, they are not biocompatible and biodegradable, and the current wound-burn dressings do not sufficiently interrupt the contact of the wound-burn with the external environment, which may lead to additional complications and infections. For these reasons, it has become necessary to develop a biocompatible and biodegradable wound-burn dressing to be applied in wound and burn treatments, especially in wound and burn treatments with irregular surfaces. Brief Description and Objectives of the Invention In the present invention, biocompatible and biodegradable hydrogels are disclosed for application in wound and burn treatments, especially in wound and burn treatments with irregular surfaces. These hydrogels cover wounds and burns with irregular surfaces, cutting off their contact with the external environment, or by injecting these hydrogels into a point within the body, instant gelation is achieved in the wound area or target area. One purpose of the invention is to provide a biocompatible and biodegradable wound and burn dressing that provides effective healing for use in wound and burn treatments. The hydrogels subject to the invention are obtained by combining polymers that can rapidly react and gel. In this way, rapidly forming hydrogels are obtained and the hydrogels in question are ensured to be biocompatible thanks to the selected maleimide and thiol-containing polymers. Polyethylene glycol homopolymers containing maleimide and thiol ensure that the system gels quickly and is biocompatible. At the same time, these polymers (i.e., polymers containing both maleimide and thiol) are sensitive to both pH and redox, and deteriorate faster in tissues such as tumor tissue compared to normal healthy tissues. In addition, polymers with different number of arms and polymer molecular weight can be used in the invention, and thus the mechanical properties (hardness, softness, flexibility) of hydrogels can be changed. Thus, hydrogels can withstand effects such as mechanical stress that may be encountered on the applied surfaces without deterioration. In addition, as mentioned above, different drug release profiles (rapid drug release, controlled drug release, long-term drug release) can be obtained by changing the properties of the polymer. In addition; These hydrogels also show biodegradable properties, as they can be degraded in the physiological environment of the body, thanks to the redox sensitivity provided by the disulfide bonds in the structure of the polymer that forms the gel. Another purpose of the invention is to provide wound and burn dressing that can also be used as a drug delivery system. The hydrogels obtained in the invention, in addition to cutting the contact of the wound with the external environment as a wound dressing, also enable the transportation of the drugs or any other therapeutic agent (protein, growth factor, etc.) loaded into it and the release of the drug in the area where it is located in a controlled manner. In the invention, drugs are mixed with polymer solutions before gelation. Later, when the polymers are combined with each other and hydrogels are formed, the drugs are physically trapped inside these hydrogels. In cases where the use of the mentioned hydrogels as a drug delivery system is preferred, various therapeutic agents are loaded onto the hydrogels, allowing the hydrogel to be placed in the body without the need for invasive methods. Another purpose of the invention is to provide wound and burn dressings to be applied in wound and burn treatments with irregular surfaces. The hydrogels subject to the invention ensure that wounds with irregular surfaces are covered and their contact with the external environment is interrupted. Although the hydrogels subject to the invention are liquid when they are injected into the wound, they take the form of a gel in a very short time after contact with the wound, which enables these gels to cover a wound with an irregular surface according to its shape and cut off its contact with the external environment. Another aim of the invention is to obtain hydrogels with adjustable water swelling capacity, flexibility, protein release profile and degradation rate for application in wound and burn treatments. The hydrogels subject to the invention can absorb water and swell up to 20 times their own weight at 35-37 °C between pH 5 and pH 9. The water swelling capacity, flexibility, degradation rate and protein release profile of hydrogels depend entirely on the properties of the polymers to be used initially (polymers with the number of arms between 3-64, polymer molecular weights with groups of 1kDa). Hydrogels obtained with polymers with different number of arms or different lengths will also have different mechanical properties, for example, different flexibility, softness, hardness, drug loading capacity (0-20 mg protein / 100 mg hydrogel), which means that this hydrogel platform can be used for different purposes. or can be modified for use in different parts of the body. The importance of this for controlled drug release is that the drug molecules we load into the hydrogels move from the inside to the outside only thanks to the liquid environment within this hydrogel. Another aim of the invention is to provide hydrogels that can instantly gel in the wound area or target area in applications such as placing the hydrogel at any point in the body. The hydrogels obtained in the invention are injectable and are highly compatible with the surface of the target area by forming a gel in the target area after injection. Thanks to this feature, these hydrogels can be injected into a targeted point within the body and gel instantly in the wound area or target area. Functional groups on polymers; Thiols and maleimides react with each other very quickly and transform polymer solutions into hydrogels. Since the polymer solutions injected at the beginning immediately take the shape of the wound surface where they are injected, they maintain this shape after gelation occurs. Explanation of Figures Figure 1. Release graph of albumin protein from hydrogels. Figure 2: Preparation method of the hydrogels subject to the invention. Detailed Description of the Invention The present invention; It is about biocompatible and biodegradable hydrogels for application in wound and burn treatments, especially those with irregular surfaces. These hydrogels can be used as wound and burn dressings, as well as as drug carrier systems by loading any therapeutic agent. The hydrogels subject to the invention; They are cross-linked polymers formed by covalently bonding a polymer with 3-64 arms (Formula II), which has a -SH group at the end of each arm or branch, and a cross-linker with a maleimide group at both ends, which has the chemical structure shown in Formula I. Hydrogels subject to the invention; It is obtained as a result of the reaction of a 3-64-arm polymer with a -SH group at the end of each arm or branch and a cross-linker with the chemical structure shown in Formula 1 and a maleimide group at both ends. gN/MîoÄMySEWOMOÖS/OWS/Sbîî/LOM Ng In the application of Formula I, the x value specified in Formula I is between 1 and 18, preferably between 2 and 16. The x value can, for example, be between 3 and 15 or between 4 and 13. Formula When the structure of I is examined, this x value is defined only for the carbon in the middle of a 3-carbon chain. In this case, if the x value is 0, this chain has 2 carbons, not 3 carbons. In other words, when x is 0, there is -CH2 between COO- and maleimide. -CH2 structure. In the preferred embodiment of the invention, the formula is a value between 4-13 or 1 or 2 or 3 or 4 or 5. The n value is between 0-460, preferably between 1-455. The x and y values specified are 1i and n value is 45. In the preferred application of the invention, the polymer in question is polyethylene glycol bisulphide bismaleimide. The most important feature of the crosslinker subject to the invention is that it contains both bisulfite and maleimide groups. Thanks to this feature, the cross-linker of the invention can both carry out the maleimide-thiol reaction that provides injectable properties, and since it contains bisulfite groups, the hydrogels obtained with this cross-linker can be degraded in a controlled manner. The 3-64-branched polymers with a -SH group at the end of each arm or branch used to obtain the hydrogel of the invention are shown as Formula I and the 3-64-branched polymers are shown as Formula III and st or M Formula II. Formula III can be in the values of Z = 1-62 in Formula II, and the polymer used in the thiol molecule can be biocompatible polymers that can have thiol groups attached to their ends. In a preferred embodiment of the invention, 2: may be in the range of 1-16, preferably 1-10, especially preferably 1-5. Group A in Formula II and Formula III refers to biocompatible polymers. The biocompatible polymer in question; Group consisting of polyethylene glycol, polylactic acid, polyglycolic acid, polycaprolactone, poly(lactic-co-glycolic) acid, poly(N-isopropyl acrylamide), poly((DL-lactic acid-co-glycolic acid)-g-ethylene glycol In a preferred embodiment of the invention, polyethylene glycol is used as the group A biocompatible polymer. In a particularly preferred embodiment of the invention, the group A biocompatible polymer can be selected from a group consisting of polyethylene glycol, polylactic acid, polyglycolic acid and polycaprolactone. The z value is 2, and group A is chosen as polyethylene glycol, which is used as a biocompatible polymer for obtaining hydrogels, with the number of arms or branches between 3 and 64, preferably between 3 and 18, preferably between 3 and 12, especially preferably between 3 and 7. Biocompatible polymers with a polymer molecular weight between 1 kDa and 100 kDa, preferably between 2 kDa and 50 kDa, especially preferably between 5 kDa and 20 kDa, and having a thiol (-SH) group at each end are used. In an embodiment of the invention, biocompatible polymers with a molecular weight of 5kDa, 10kDa and 20kDa can be used as polymers. In a preferred embodiment of the invention, 4-armed polyethylene glycol with a polymer molecular weight of 10 kDa and a thiol (-SH) group at each end is used. The hydrogels subject to the invention are degradable in the physiological environment of the body, thanks to the redox sensitivity provided by the disulfide bonds in the structure of the polymers that form the gel, and therefore gain biodegradable properties. While -SH groups can react with both maleimide groups and disulfide groups (-S-S-), the analyzes carried out in the invention showed that -SH groups on the polymers used in the invention surprisingly selectively reacted only with maleimide groups during gelation and the (-S-S-) groups were not disrupted. has been observed. In the invention, the hydrogel obtained was loaded with albumin labeled with fluorescein dye, and the hydrogel carrying fluorescein-bound serum albumin (F-BSA hydrogel) was kept separately in and in the buffer solution between pH 6-8 for 10 minutes. There is no deterioration in the hydrogel kept in buffer solution that does not contain any thiol (-SH) groups. On the other hand, DTT is a molecule containing free thiol (-SH) groups, and when the hydrogel containing fluorescein-bound albumin subject to the invention comes into contact with solutions containing DTT, the disulfide structures (-S-S-) in the gel undergo a redox reaction in the presence of the thiol group (-SH) and form the gel structure. It was completely destroyed in as little as 10 minutes. This degradation is evident from the dispersion of the dye in the solution. As a result of the analysis, it has been proven that albumin labeled with fluorescein is released as the hydrogel labeled with fluorescein dye breaks down in the presence of -SH molecules present in the physiological environment of the body, and the suitability of the hydrogels subject to the invention to be used in carrying drugs or any other therapeutic agent (protein, growth factor, etc.) has been demonstrated. . The hydrogels obtained in the invention, in addition to cutting the contact of the wound with the external environment as a wound dressing, also enable the transportation of the drugs or any other therapeutic agent (protein, growth factor, etc.) loaded into it and the release of the drug in the area where it is located in a controlled manner. In the invention, drugs are mixed with polymer solutions before gelation. Later, when the polymers are combined with each other and hydrogels are formed, the drugs are physically trapped inside these hydrogels. Figure 1 shows the release of albumin protein from hydrogels. Proteins mixed with polymer solutions before gelation are loaded into the hydrogels after gelation. These hydrogels are then immersed in phosphate buffered salt solution (PBS, phosphate buffered saline solution) with or without the dithiothreitol (DTT) molecule (a molecule that causes the gels to disintegrate) and the release of proteins is monitored. In the first twenty hours, while proteins rapidly come out of the hydrogels in the solution containing DTT molecules (black circle), protein release from the hydrogels in the solution containing no DTT molecules (black square) remains at 15%. To control protein release, a high concentration of DTT molecules was added to the solution that did not contain DTT molecules after the 20th hour, and as can be seen in the figure, a rapid protein release was achieved. The method described in the invention for the preparation of hydrogels to be applied in wound and burn treatments, especially in wound and burn treatments with irregular surfaces; Dissolving the cross-linker shown with formula I in a buffer solution at pH 6-8 values, having the same number of -SH groups as the maleimide groups in the cross-linker, having the number of arms between 3-64, with a polymer molecular weight of 1kDa and the same volume as used in the process step. Obtaining the hydrogel by mixing the solution containing cross-linker and the solution containing polymer. In an embodiment of the invention, the method for preparing hydrogels to be applied in wound and burn treatments, especially in wound and burn treatments with irregular surfaces; Dissolving the cross-linker shown in formula I in a buffer solution at pH 6-8, having the same number of -SH groups as the maleimide groups in the cross-linker, having a number of arms between 4-16, having a polymer molecular weight of 5kDa, 10kDa or 20kDa. and dissolving the polymer with a thiol (-SH) group at each end in the buffer solution of the same volume as that used in the process step (i), Obtaining the hydrogel by mixing the solution containing the cross-linker and the solution containing the polymer. In the preferred application of the invention, the hydrogel to be applied in wound and burn treatments is obtained. method for preparation; Dissolving 10 mg of the crosslinker shown in formula 1 in 50 mcl buffer solution, Dissolving 10 mg of polyethylene glycol with a molecular weight of 10 kDa and 4 arms with a thiol (-SH) group at each end, in 50 mcl buffer solution, iii. Obtaining hydrogel by mixing the solution containing cross-linker with the solution containing polymer. In another aspect, the invention relates to hydrogels in accordance with the invention for use as wound and burn dressings in wound and burn treatments. Antibiotics, therapeutic proteins, anti-inflammatory agents, analgesic agents, therapeutic proteins and/or antibacterial agents can be loaded into the hydrogels of the invention for use as drug carrier systems in wound and burn treatments, and these drugs are released in a controlled manner where they are carried. In the invention, any buffer solution with a pH value between 6-8 is used as a buffer solution to dissolve the cross-linker or polymer, preferably phosphate buffered saline solution (PBS) with a pH value between 6-8. The subject of the invention is a polymeric composition to obtain a hydrogel suitable for use as both a wound dressing and a drug delivery system in wound and burn applications; - Composition 1 containing a cross-linker represented by Formula I according to any one of claims 1-8 and optionally buffer solution gNßMîoÄb/iy 3% V "In\/ ms Viko/`5%` N?) Formula I - Composition 2 contains HSW or m contains Formula II .. Formula III and where z has a value between 1-62. In an embodiment of the invention, it may be in the range of 2: 1-16, preferably in the range of 1-10. In the preferred embodiment of the invention, the polymer molecular weight is 10 kDa. The invention also relates to a kit containing the hydrogel and crosslinker of the invention for use in wound and burn applications; - A crosslinker shown with Formula I. A first composition containing Formula II - 3-64 branched biocompatible polymer (A) designated by Formula II, having at least three -SH groups, and/or 3-64 branched biocompatible HSW or W % A Aî Formula II __ Formula II __ Formula III - contains at least one injector. Here, in Formula II or Formula III, z has a value between 1-62. In the kit subject to the invention, buffer solution may also be included in the first composition and the second composition. That is, the kit in question may contain two different powder compositions and syringes, or it may be a kit containing two different solutions and syringes. The second composition containing the polymer represented by formula II or III may be present in solution as a powder suitable for dissolving with solution or optionally with a buffer solution with a pH value between 6 and 8. The kit contains one or more injectors that will allow these two compositions to be mixed together and applied to the surface. The injectors can be separate from each other and connected to each other with an extra device, or they can be a double-chamber injector. Any injector that allows both polymer solutions to be added to the chamber without mixing with each other and allows these solutions to mix with each other as they exit the syringe can be included in the kit. However, preferably, a double-chamber syringe is used. If a powder rather than a solution is used in the kit, a buffer solution with a pH value between 6-8 may also be included as part of the kit. In the preferred embodiment of the invention, the kit contains two vials and one syringe containing 50 mg of cross-linker and 50 mg of 4-armed PEG thiol polymer with a molecular weight of 10 kDa. The polymers in the vials are dissolved separately with 250 µl of water. Afterwards, the resulting polymer solutions are taken into separate injectors and applied to the desired area with the help of the injector. Before the solutions come out of the syringe, they are mixed inside the syringe and injected in this way.TR TR TR TR