CZ309165B6 - Příprava nanokompozitní vrstvy na bázi kolagenových nanovláken - Google Patents

Příprava nanokompozitní vrstvy na bázi kolagenových nanovláken Download PDF

Info

Publication number
CZ309165B6
CZ309165B6 CZ2016656A CZ2016656A CZ309165B6 CZ 309165 B6 CZ309165 B6 CZ 309165B6 CZ 2016656 A CZ2016656 A CZ 2016656A CZ 2016656 A CZ2016656 A CZ 2016656A CZ 309165 B6 CZ309165 B6 CZ 309165B6
Authority
CZ
Czechia
Prior art keywords
collagen
layer
weight
dispersion
mixture
Prior art date
Application number
CZ2016656A
Other languages
English (en)
Other versions
CZ2016656A3 (cs
Inventor
Tomáš Suchý
Tomáš Ing. Suchý
Monika Šupová
Monika Ing. Šupová
František Denk
František Ing. Denk
Šárka Rýglová
Šárka Ing. Rýglová
Margit Žaloudková
Margit Ing. Žaloudková
Zbyněk Sucharda
Zbyněk Ing. Sucharda
Rastislav BALLAY
Rastislav MUDr. Ballay
Lukáš Horný
Lukáš doc. Ing. Horný
Zdeněk Čejka
Zdeněk Ing. Čejka
Marek Pokorný
Marek Ing. Pokorný
Kateřina Knotková
Kateřina Ing. Knotková
Vladimír Velebný
Vladimír doc. RNDr. Velebný
Original Assignee
Ústav Struktury A Mechaniky Hornin Av Čr, V. V. I.
České vysoké učení technické v Praze
ProSpon spol. s r.o.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Family has litigation
First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=60293699&utm_source=***_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=CZ309165(B6) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Application filed by Ústav Struktury A Mechaniky Hornin Av Čr, V. V. I., České vysoké učení technické v Praze, ProSpon spol. s r.o. filed Critical Ústav Struktury A Mechaniky Hornin Av Čr, V. V. I.
Priority to CZ2016656A priority Critical patent/CZ309165B6/cs
Priority to EP17197245.8A priority patent/EP3311854B1/en
Priority to RU2017137016A priority patent/RU2756164C2/ru
Publication of CZ2016656A3 publication Critical patent/CZ2016656A3/cs
Publication of CZ309165B6 publication Critical patent/CZ309165B6/cs

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61C—DENTISTRY; APPARATUS OR METHODS FOR ORAL OR DENTAL HYGIENE
    • A61C13/00—Dental prostheses; Making same
    • A61C13/08—Artificial teeth; Making same
    • A61C13/09—Composite teeth, e.g. front and back section; Multilayer teeth
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K31/00—Medicinal preparations containing organic active ingredients
    • A61K31/70—Carbohydrates; Sugars; Derivatives thereof
    • A61K31/702—Oligosaccharides, i.e. having three to five saccharide radicals attached to each other by glycosidic linkages
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K31/00—Medicinal preparations containing organic active ingredients
    • A61K31/70—Carbohydrates; Sugars; Derivatives thereof
    • A61K31/7028—Compounds having saccharide radicals attached to non-saccharide compounds by glycosidic linkages
    • A61K31/7034—Compounds having saccharide radicals attached to non-saccharide compounds by glycosidic linkages attached to a carbocyclic compound, e.g. phloridzin
    • A61K31/7036—Compounds having saccharide radicals attached to non-saccharide compounds by glycosidic linkages attached to a carbocyclic compound, e.g. phloridzin having at least one amino group directly attached to the carbocyclic ring, e.g. streptomycin, gentamycin, amikacin, validamycin, fortimicins
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/02—Inorganic materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/22—Polypeptides or derivatives thereof, e.g. degradation products
    • A61L27/24—Collagen
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/28—Materials for coating prostheses
    • A61L27/34—Macromolecular materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/54—Biologically active materials, e.g. therapeutic substances
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/58—Materials at least partially resorbable by the body
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B82—NANOTECHNOLOGY
    • B82B—NANOSTRUCTURES FORMED BY MANIPULATION OF INDIVIDUAL ATOMS, MOLECULES, OR LIMITED COLLECTIONS OF ATOMS OR MOLECULES AS DISCRETE UNITS; MANUFACTURE OR TREATMENT THEREOF
    • B82B3/00—Manufacture or treatment of nanostructures by manipulation of individual atoms or molecules, or limited collections of atoms or molecules as discrete units
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B82—NANOTECHNOLOGY
    • B82Y—SPECIFIC USES OR APPLICATIONS OF NANOSTRUCTURES; MEASUREMENT OR ANALYSIS OF NANOSTRUCTURES; MANUFACTURE OR TREATMENT OF NANOSTRUCTURES
    • B82Y5/00—Nanobiotechnology or nanomedicine, e.g. protein engineering or drug delivery
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08K—Use of inorganic or non-macromolecular organic substances as compounding ingredients
    • C08K3/00—Use of inorganic substances as compounding ingredients
    • C08K3/32—Phosphorus-containing compounds
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L71/00—Compositions of polyethers obtained by reactions forming an ether link in the main chain; Compositions of derivatives of such polymers
    • C08L71/02—Polyalkylene oxides
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/40—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a specific therapeutic activity or mode of action
    • A61L2300/404—Biocides, antimicrobial agents, antiseptic agents
    • A61L2300/406—Antibiotics
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2400/00—Materials characterised by their function or physical properties
    • A61L2400/12—Nanosized materials, e.g. nanofibres, nanoparticles, nanowires, nanotubes; Nanostructured surfaces
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2420/00—Materials or methods for coatings medical devices
    • A61L2420/02—Methods for coating medical devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2420/00—Materials or methods for coatings medical devices
    • A61L2420/04—Coatings containing a composite material such as inorganic/organic, i.e. material comprising different phases
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/12—Materials or treatment for tissue regeneration for dental implants or prostheses

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Nanotechnology (AREA)
  • Pharmacology & Pharmacy (AREA)
  • Crystallography & Structural Chemistry (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Polymers & Plastics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Manufacturing & Machinery (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Pharmaceuticals Containing Other Organic And Inorganic Compounds (AREA)

Abstract

Předmětem vynálezu je způsob výroby nanokompozitní vrstvy kombinací elektrospiningu a elektroblowingu kolagenového roztoku obsahujícího nanočástice hydroxyapalitu a polyethylenoxidu, přičemž po přípravě a zesítění je vrstva tvořena 75 až 100 % hmotn. vlákny kolagenu typu I, 5 až 15 % hmotn. hydroxyapatitu a 0 až 1 % hmotn. polyethylenoxidu. Dále způsob zahrnuje depenování antibiotik pro jejich efektivnější uvolňování bez zvyšování cytotoxicity a impregnaci síťovaných sterilizovaných kolagen/hydroxyapatitových vrstev antibiotiky ve formě roztoku.

Description

Příprava nanokompozitní vrstvy na bázi kolagenových nanovláken
Oblast techniky
Předmětem tohoto vynálezu jsou ortopedické a zubní implantáty na bázi kovových slitin pokryté bioaktivní vrstvou kolagenu typu I a hydroxyapatitem, která se vyznačuje efektivním uvolňováním antibiotik. Bioaktivní submikron- anano strukturovaná vrstva je biodegradovatelná, biokompatibilní a/nebo bioresorbovatelná. Tato vrstva je připravena kombinací elektrospiningu a elektroblowingu kolagenového roztoku obsahujícího nanočástice hydroxy apatitu. Hlavním předmětem tohoto patentuje metoda deponování antibiotik pro jejich efektivnější uvolňování bez zvyšování cytotoxicity. Tato metoda zahrnuje impregnaci síťovaných sterilizovaných kolagen/hydroxyapatitových vrstev antibiotiky ve formě roztoku.
Dosavadní stav techniky
S ohledem na značná zdravotní rizika a vysoké náklady spojené s reoperacemi stávajících implantátů, zejména velkých kloubů, představuje prodloužení jejich životnosti funkcionalizací jejich povrchu velmi perspektivní a žádoucí směr vývoje v oblasti zdravotnické techniky. Vzhledem k tomu, že počet ortopedických operací tohoto typu v poslední dekádě celosvětově významně narostl, lze dosáhnout zavedením moderních typů náhrad s bioaktivním povrchem, modifikovaným za využití nanotechnologických řešení, díky vyšší odolnosti a osteointegraci implantátů jak zvýšení komfortu pro pacienta, tak i značných úspor ekonomických. Dodnes nej častěji používané kovové náhrady na bázi titanu, titanových slitin, nerezové oceli, slitin chrómu a kobaltu jsou biokompatibilní, avšak bioinertní. Často také podléhají různým formám koroze v tělním prostředí. Osteointegrace bioinertních kovových náhrad je problematická, jejich povrch je potřeba pro vhodnou fixaci s kostí dodatečně upravovat. Pro zvýšení fixace lze provést fyzikálně-chemickou, či morfblogickou modifikaci povrchu endoprotézy. V současné době jsou pro chemické úpravy povrchu kovových náhrad používány především bioaktivní kalcium fosfáty, nejčastěji hydroxyapatit nebo fosforečnan vápenatý. Tyto biokeramické materiály vykazují ve spojení s kostí výborné vlastnosti dané povrchovou reaktivitou způsobenou mechanizmem vytvářejícím styčnou mineralizovanou vrstvu mezi implantátem a kostní tkání. Toto rozhraní pak zajišťuje fyzikálně chemickou a mechanickou kohezi mezi implantátem a kostí. Použití těchto materiálů ve své původní formě je však limitované jejich mechanickými vlastnostmi nebo adhezí k povrchu implantátů. Další strategií je pokrytí polymemí vrstvou na bázi syntetických polymerů (alifatické polyestery a jejich kopolymery). Zvýšení bioaktivity povrchu lze dosáhnout pokrytím přírodními polymery (kolagen, želatina). Pokud jsou tyto přírodní polymery ve formě nanovláken doplněny kalcium fosfátem ve formě nanočástic, docílí se nano strukturovaného povrchu ideálního pro vhodnou adhezí a proliferaci kostních buněk. Další předností těchto kompozitních materiálů je možnost volby jednotlivých složek z pohledu jejich skladby a orientace, materiálových, fyzikálních a chemických charakteristik, kterými je možno dosáhnout širokého rozsahu mechanických a biologických vlastností.
Tyto bioaktivní vrstvy mohou sloužit současně jako lokální nosiče antibiotik (ATB) pro jejich postupné uvolňování při prevenci osteomyelitidy. Lokální aplikace antibiotik je více preferována, neboť umožňuje vyšší dávkování, výhodou je i kratší transport a minimální kolísání hladin ATB v krevním řečišti. Antibiotika tak působí i v avaskulámích zónách, bez zvýšení systémové toxicity. Antibiotikum pak může působit jak na zbývající planktonické formy bakterií, tak i na sesilní formy v biofilmu. Lokální nosiče antibiotik navíc vyplní mrtvý prostor po odstraněných nekrotických tkání infekcí postižené kosti.
Z nebiodegradabilních matric použitelných jako nosiče ATB je nej známější polymetylmetakrylát (často používaný jako kostní cement). Jeho nevýhodou je neřízené až příliš rychlé uvolňování ATB v příliš vysokých koncentracích a nutnost další operace po skončení léčby (léčba probíhá
- 1 CZ 309165 B6 jako dvou kroková - vyhojení, finální implantace). Proto se v současnosti upírá pozornost na výzkum biodegradabilních systémů, jejichž aplikace předpokládá absenci sekundární operace. Tyto systémy navíc skýtají možnost regulace rychlosti uvolňování léků pomocí fyzikálně chemického uspořádání matrice/nosičů a léků. Tento systém by měl umožnit uvolňování antibiotik v koncentracích, které překračují minimální inhibiční koncentrace pro většinu známých patogenů bez vedlejších účinků. Mezi nejvíce používaná antibiotika patří gentamicin, vankomycin a tobramycin nebo jejich kombinace.
Tempo řízeného uvolňování závisí na permeabilitě, chemické modifikaci matrice/nosič, tloušťka vrstvy, stupeň zesíťování matrice/nosiče, fyzikálně-chemických vlastnostech léčiva, interakce mezi polymemí matricí, navázaným léčivem a rozpouštějícím médiem a vzájemném uspořádání složek. Sledování uvolňování antibiotik in vitro se nejčastěji provádí pomocí UV spektrometrie nebo vysokoúčinné kapalinové chromatografie (HPLC). Biologické testování in vitro, které se provádí na osteoblastech nebo na mesenchymálních kmenových buňkách, charakterizují cytotoxicitu nejen samotného materiálu, ale umožňují přímo testovat, zda uvolněná koncentrace antibiotika není již inhibiční nebo zda použité metody přípravy (např. síťování kolagenu) neovlivnily biokompatibilitu studovaného materiálu. Bakteriální testy, charakterizující antibakteriální aktivitu materiálu, se provádějí často se třemi bakteriálními kmeny jako grampozitivní stafylokoky, gramnegativní pseudomonády a E-coli.
Antibiotika je možné deponovat několika různými metodami. Nejjednodušší metodou je prosté smíchání polymeru a antibiotika ve formě prášku nebo roztoků. Negativem tohoto postupu je použití organických rozpouštědel. Další běžnou metodou je smáčení polymeru v roztoku obsahujícím antibiotika. Nanovlákenné vrstvy obohacené antibiotiky jsou velmi často připravovány přímým zvlákňováním z roztoku polymeru obsahující dané léčivo. Přestože jsou podmínky aplikované během elektrostatického zvlákňování velmi významným aspektem pro stabilitu antibiotik, nejsou brány v úvahu. Některá antibiotika, jako např. vankomycin jsou citlivé na teplotu a je prokázáno, že již při pokojové teplotě se v roztoku během několika hodin přeměňují na antibioticky neaktivní formy léčiva, které nejsou běžně detekovány. Často používaná UV/Vis spektrometrie není schopna tyto antibioticky neaktivní formy stanovit a proto je nutné provádět tyto analýzy pomocí kapalinové chromatografie. Kolagenní nanovlákenné vrstvy je nutné po elektrostatickém zvlákňování dále zesíťovat. Během tohoto procesu dochází k jejich vymývání a nanovlákenný nosič se tak stává méně efektivní, což v konečném důsledku s sebou nese i neefektivnost ekonomickou.
Podstata vynálezu
Nedostatky a nevýhody dosavadního stavu techniky jsou do značné míry eliminovány nanokompozitní vrstvou na bázi kolagenových nanovláken pro aplikace na ortopedické a zubní implantáty, která obsahuje nanovlákna se střední hodnotou průměru 100 až 350 nm, přičemž uvedená nanovlákna obsahují 75 až 100 % hmotn. kolagenu typu I, s výhodou 85 až 100 % hmotn., přičemž uvedená nanovlákna obsahují maximálně 1 % hmotn. polyethylenoxidu.
Nanokompozitní vrstva s výhodou dále obsahuje 5 až 15 % hmotn. antibiotika, s výhodou 7 až 12% hmotn., nejlépe 9 až 11% hmotn., přičemž antibiotikum je vybrané ze skupiny vankomycin, gentamicin a tobramycin a jejich kombinace.
V dalším výhodném provedení nanokompozitní vrstva dále obsahuje 5 až 15 % hmotn. hydroxyapatitu ve formě nanočástic o velikosti 50 až 250 nm.
Nedostatky dosavadního stavu techniky jsou rovněž do značné míry eliminovány ortopedickým nebo zubním implantátem, který má alespoň část povrchu pokrytou výše uvedenou nanokompozitní vrstvou a který je určený pro použití v humánním nebo veterinárním lékařství.
- 2 CZ 309165 B6
Předmětem vynálezu jsou tedy rovněž ortopedické a zubní implantáty na bázi kovových slitin pokryté bioaktivní kompozitní vrstvou na bázi kolagenových nanovláken s integrovanými hydroxyapatitovými nanočásticemi a antibiotikem nebo kombinací antibiotik.
Při výrobě nanokompozitní vrstvy se podle vynálezu postupuje tak, že se kolagen typu I a polyethylenoxid o viskozitně střední molekulové hmotnosti v rozmezí 400 000 až 900 000 v poměru polyethylenoxidu ku kolagenu v rozmezí 0,05 až 0,11 smíchá s fosfátovým pufrem pro získání koncentrace 5 až 11 % hmotn. kolagenu ve směsi, vzniklá směs se vystaví teplotě v rozmezí 32 až 42 °C po dobu alespoň 60 hodin, načež se homogenizuje míšením za současného přidávání ethanolu v konečném objemovém poměru fosfátového pufru ku ethanolu 1:1 až 1:2, následně se směs elektrostaticky zvlákňuje za vzniku nanokompozitní vrstvy, která se následně promyje fýziologickým roztokem nebo fosfátovým pufrem a poté vodou a usuší se.
Objasnění výkresů
Vynález je dále podrobněji popsán pomocí příkladných provedení a výkresů, kde znázorňuje obr. 1. Koncentrace uvolněné aktivní formy vankomycinu (medián, mezikvartilové rozpětí) z materiálů obsahujících 0 % hmotn. (obr. la), 5 % hmotn. (obr. 1b) a 15 (obr. 1c) % hmotn. hydroxyapatitu připravených třemi různými metodami.
Obr. 2. Velikosti inhibičních zón materiálů připravených jednotlivými metodami s MRSA izoláty. označuje statisticky významné rozdíly (Mann-Whitney test, p= 0,05).
Obr. 3. Uvolňování aktivní formy vankomycinu z materiálů připravených impregnací v prostředí krevní plazmy (medián, mezikvartilové rozpětí), označuje statisticky významné rozdíly (MannWhitney test, p = 0,05).
Obr. 4. Velikosti inhibičních zón materiálů připravených impregnací s různou koncentrací hydroxyapatitu a pozitivní kontrola (kontrolní disky EUCAST). * označuje statisticky významné rozdíly (průměr, směrodatná odchylka, Mann-Whitney test, p = 0,05) ve srovnání s pozitivní kontrolou.
Obr. 5. Fluorescenční snímky osteoblastů kultivovaných 2 a 8 dní na impregnovaných vrstvách a vrstvách před impregnací (NO, N5 a N15).
Příklady uskutečnění vynálezu
Níže jsou uvedeny příklady provedení vynálezu, kde obecně je nanovrstva připravena elektrostatickým zvlákňováním kolagenu typu I, s případným přídavkem hydroxyapatitu ve frakci 50 až 250 nm, a s přídavkem polyethylenoxidu, jako 5 až 11 % hmotn., s výhodou 8 % hmotn. roztoku ve fosfátovém pufru (0,01 M dihydrogenfosforečnan sodný, 0,0027 M chlorid draselný a 0,137 M chlorid sodný, pH 7,4 při 25 °C) a s následným přidáním ethanolu v poměru 1:1 (až 1:2) objemově k fosfátovému pufru. Vrstva a proces přípravy jsou navrženy tak, aby kolagenní vlákna vykazovala střední hodnotu průměru 100 až 350 nm a případně do sebe integrovala homogenně rozptýlené nanočástice hydroxyapatitu. Vrstvu lze elektrostaticky nanášet přímo na povrch kovového implantátu.
Při přípravě se postupuje tak, že odvážené množství lyofilizovaného kolagenu a polyethylenoxidu (PEO) o molekulové hmotnosti v rozmezí 400 000 až 900 000 se smísí s fosfátovým pufrem. Hmotnostní poměr polyethylenoxidu ku kolagenu je 0,05 až 0,11, s výhodou 0,08. Takto připravená směs je vystavena teplotě 32 až 42 °C, nejlépe přibližně 37 °C po dobu alespoň 60 hodin, nejlépe alespoň 72 hodin. Dalším krokem přípravy je homogenizace za vysokých otáček v
- 3 CZ 309165 B6 rozsahu 7000 až 15 000 ot.min1, při níž je do roztoku přidán hydroxyapatit a ethanol. Takto připravená disperze je elektrostaticky zvlákňována v elektrickém poli v rozmezí 200 až 300kV.m-1, dávkování v rozmezí 100 až 200 pl.min1, relativní vlhkosti vzduchu nepřesahující 30 % a teplotě nepřesahující 37 °C. Proces zvlákňování je s výhodou doplněn electroblowingem, resp. proudem vzduchu, s výhodou předehřátého na 20 až 25 °C, např. o rychlosti proudění 15 až 50 kmín1. Tento vzduch je přiváděn do oblasti obklopující ústí trysek a příznivě ovlivňuje tvorbu vláken z uvedeného roztoku. Stabilita vrstvy po zvláknění je zvýšena máčením v roztoku 95 % hmotn. alkoholu (např. ethanolu) s vodou a N-(3- dimcthylaminopropyl)-A'-cthylkarbodiimid hydrochloridem (EDC) a JV-hydroxysukcinimidem (NHS) při teplotě 32 až 42 °C, s výhodou přibližně 37 °C po dobu 18 až 30 hodin, s výhodou přibližně 24 hodin, čímž dojde k zesíťování. Na 1 g zvlákněného kolagenu připadá minimálně 0,625 g EDC a 0,156 g NHS, tzn. ve vzájemném hmotnostním poměru EDC:NHS 4:1, smísené s minimálně 140 ml 95 % hmotn. alkoholu. Vrstva je po zesíťování promývána ve fyziologickém roztoku nebo fosfátovém pufiru po dobu minimálně 2x30 minut a nakonec promyta v destilované vodě po dobu minimálně 30 minut. Během síťování a promývání vrstvy dojde v podstatě ke kompletnímu vymytí polyethylenoxidu. Sušení vrstvy je provedeno vakuovým vymrazováním. Takto připravené vrstvy obsahují 85 až 100 % hmotn. kolagenu a 0 až 15 % hmotn. hydroxy apatitu. Pro sterilizaci vrstvy lze využít ethylenoxidovou sterilizaci nebo gama záření se standardními parametry.
Dále jsou s výhodou deponována antibiotika. Antibiotika jsou do vrstvy deponována impregnací v disperzi ethanolu nebo vody nebo fyziologického roztoku o koncentraci antibiotika 10 až 50 % hmotn. Impregnaci lze provést buď ponořením implantátu s nanesenou vrstvou do disperze, nebo nanesením disperze na vrstvu štětcem, případně jejím rozprášením. Po aplikaci disperze je vrstva ponechána při pokojové teplotě do odpaření rozpouštědla. Jako antibiotika lze použít například gentamicin, vankomycin, tobramycin nebo jejich kombinace, například vankomycin a gentamicin v různém hmotnostním poměru. Efektivita impregnace je níže ukázána na příkladu s vankomy cínem.
Impregnace vrstev (ΕΙ0, EI5 a EI15) byla vybrána jako optimální způsob deponování antibiotika ve srovnání s dalšími dvěma způsoby přípravy - lyofilizací disperze kolagenu, 0, 5 a 15 % hmotn. hydroxyapatitu a 10 % hmotn. vankomycinu (L0, L5 a LI5), elektrostatickým zvlákňováním disperze kolagenu, 0, 5 a 15 % hmotn. hydroxyapatitu a 10 % hmotn. vankomycinu (E0, E5 a E15). Vliv jednotlivých metod přípravy a strukturních vlastností vrstev na kinetiku uvolňování vankomycinu bylo stanoveno pomocí vysokoúčinné kapalinové chromatografíe a její výsledky jsou uvedeny na obr. 1.
Nejvyšší koncentrace vankomycinu uvolněná z materiálu připraveného lyofilizací byla dosažena po 8 dnech, a to cca 250 mg.l1. Materiál připravený elektrostatickým zvlákňováním vykázal maximální hodnotu po 24 hodinách, a to cca 60 mg.l1, zatímco materiál impregnovaný dosáhl nejvyšší koncentrace již po 3 hodinách, a to cca 700 mg.l1. Uvolněné koncentrace aktivní formy vankomycinu překročily minimální inhibiční koncentraci (16 mg.l1) 17 krát pro lyofilizovaný materiál, 4 krát pro materiál připravený elektrostatickým zvlákňováním a 44 krát pro impregnovaný materiál. Koncentrace aktivní formy vankomycinu zůstává po dobu 21 dnů nad minimální inhibiční koncentrací u všech materiálů. Výsledky studia podobného materiálu v literatuře (Wachol-Drevek 1996 a Tu a kol. 2012) uvádějí, že 90 % vankomycinu bylo uvolněno během 24 hodin a celková doba uvolňování dosáhla 4 dnů. Nejvyšší efektivitu vykazuje materiál impregnovaný, což prokázaly také předběžné testy antimikrobiální citlivosti (obr. 2).
U materiálu připraveného impregnací bylo také studováno uvolňování vankomycinu v krevní plazmě. Jak dokládá obr. 3, materiál i po 30 dnech stále dokáže uvolňovat ~ 62 mg.l1 aktivní formy vankomycinu, což téměř 4x překračuje minimální inhibiční koncentraci. Efekt koncentrace hydroxyapatitu není patrný.
Dále byl tento materiál podroben srovnávacím testům antimikrobiální citlivosti na čtyři bakteriální kmeny. Velikosti inhibičních zón jednotlivých bakteriálních kmenů jsou uvedeny na
- 4 CZ 309165 B6 obr. 4. Všechny studované materiály vykázaly antibakteriální aktivitu proti oběma izolátům Staphylococci a izolátům rezistentním na gentamycin. Velikost inhibičních zón byla srovnatelná s pozitivní kontrolou (standardní disk, EUCAST). Negativní kontrola (vzorek bez vankomycinu) vykázala nulovou inhibiční zónu (v grafu neuvedeno).
Impregnované vrstvy byly dále podrobeny testům cytotoxicity a cytokompatibility in vitro za použití kostních buněk (SAOS-2, Deutsche Sammlung von Mikroorganismen und Zellkulturen GmbH, Německo). Buňky byly kultivovány jak v prostředí výluhů, tak přímo na vrstvách a byla posuzována jejich metabolická aktivita (MTS test), mikroskopicky byla vyšetřována jejich adheze a proliferace. Testy prokázaly, že uvolňovaná množství antibiotik nejsou toxická, vrstvy jsou cytokompatibilní. Na obr. 5 jsou pro ilustraci uvedeny snímky fluorescenčně barvených buněk po dvou a osmi denní kultivaci na vrstvách s vankomycinem, bez vankomycinu (NO, N5 a N15) a na pozitivní kontrole (PS).
Příklad 1
Nanovrstva byla připravena elektrostatickým zvlákňováním kolagenu typu I jako 8 % hmotn. roztoku ve fosfátovém pufru a s následným přidáním ethanolu (1:1 objemově), do kterého byl přidán polyethylenoxid ve hmotnostním poměru PEO:kolagen 0,08. Kolagenní vlákna vykazovala střední hodnotu průměru přibližně 220 nm. Vrstva byla elektrostaticky nanášena přímo na povrch kovového implantátu. Při přípravě se postupovalo tak, že odvážené množství lyofilizovaného kolagenu a polyethylenoxidu o molekulové hmotnosti 900 000 se smísilo s fosfátovým pufrem. Takto připravená směs byla vystavena teplotě 37 °C po dobu 72 hodin. Dalším krokem přípravy byla homogenizace za vysokých otáček 10.000 ot.min1, při níž byl do roztoku přidán ethanol. Takto připravená disperze byla elektrostaticky zvlákňována v elektrickém poli 250 kV.m1, dávkování 130 pEmin1, relativní vlhkosti vzduchu 25 % a teplotě 30 °C. Proces zvlákňování byl doplněn electroblowingem, resp. proudem vzduchu předehřátého na přibližně 24 °C o rychlosti proudění 35 Emin1. Stabilita vrstvy po zvláknění byla zvýšena máčením v roztoku 95 % hmotn. ethanolu s vodou a EDC a NHS při teplotě 37 °C po dobu 24 hodin. Na 1 g kolagenu připadalo 0,625 g EDC a 0,156 g NHS smísené s 140 ml 95 % hmotn. alkoholu. Vrstva byla po zesíťování promývána v 0.1M Na2HPO4 po dobu 2 x 30 minut a nakonec promývána v destilované vodě po dobu 30 minut. Během síťování a promývání vrstvy došlo v podstatě ke kompletnímu vymytí polyethylenoxidu. Sušení vrstvy bylo provedeno vakuovým vymrazováním. Takto připravená vrstva obsahovala 100 % hmotn. kolagenu. Pro sterilizaci vrstvy byla využita ethylenoxidová sterilizace. Následně byla do vrstvy deponována antibiotika impregnací v disperzi ethanolu o koncentraci antibiotika 20 % hmotn. Jako antibiotikum byl použit vankomycin. Impregnace byla provedena aplikací disperze antibiotika na nanesenou vrstvu štětcem tak, aby konečná koncentrace antibiotika ve vrstvě (po odpaření rozpouštědla) činila 8 % hmotn. z celkové hmotnosti vrstvy. Po aplikaci disperze byla vrstva ponechána při pokojové teplotě do odpaření rozpouštědla.
Příklad 2
Nanovrstva byla připravena elektrostatickým zvlákňováním kolagenu typu I jako 10 % hmotn. roztoku ve fosfátovém pufru a ethanolu (1:1 objemově), do kterého byl přidán polyethylenoxid ve hmotnostním poměru 0,10 ku kolagenu. Kolagenní vlákna vykazovala střední hodnotu průměru 180 nm a integrovala do sebe homogenně rozptýlené nanočástice hydroxyapatitu ve frakci 170 nm. Vrstva byla elektrostaticky nanášena přímo na povrch kovového implantátu. Při přípravě se postupovalo tak, že odvážené množství lyofilizovaného kolagenu a polyethylenoxidu o molekulové hmotnosti 800 000 se smísilo s fosfátovým pufrem. Takto připravená směs byla vystavena teplotě 35 °C po dobu 88 hodin. Dalším krokem přípravy byla homogenizace za vysokých otáček 12 000 ot.min1, při níž byl do roztoku přidán hydroxyapatit v hmotnostním poměru 5:95 na kolagen, a ethanol. Takto připravená disperze byla elektrostaticky zvlákňována v elektrickém poli 280 kV.m1, dávkování 140 pEmin1, relativní vlhkosti vzduchu 25% a teplotě 27 °C. Proces zvlákňování byl doplněn electroblowingem, resp. proudem vzduchu předehřátého
- 5 CZ 309165 B6 na 22 °C o rychlosti proudění 40 Emin1. Stabilita vrstvy po zvláknění byla zvýšena máčením v 95 % hmotn. vodného roztoku ethanolu a EDC a NHS při teplotě 37 °C po dobu 24 hodin. Na 1 g zvlákněného kolagenu připadá 0,800 g EDC a 0,200 g NHS smísené s 200 ml 95 % hmotn. alkoholu. Vrstva byla po zesíťování promyta v 0.1M Na2HPO4 po dobu 2 x 40 minut a nakonec promyta v destilované vodě po dobu 30 minut. Během síťování a promývání vrstvy došlo v podstatě ke kompletnímu vymytí polyethylenoxidu. Sušení vrstvy bylo provedeno vakuovým vymrazováním. Takto připravená vrstva obsahovala 95 % hmotn. kolagenu a 5 % hmotn. hydroxyapatitu. Pro sterilizaci vrstvy byla použita ethylenoxidová sterilizace. Antibiotika byla do vrstvy deponována impregnací v disperzi vody o koncentraci antibiotika 30 % hmotn. Jako antibiotikum byl použit gentamicin. Impregnace byla provedena aplikací disperze antibiotika na nanesenou vrstvu štětcem tak, aby konečná koncentrace antibiotika ve vrstvě (po odpaření rozpouštědla) činila 10 % hmotn. na celkovou hmotnost vrstvy. Po aplikaci disperze byla vrstva ponechána při pokojové teplotě do odpaření rozpouštědla.
Příklad 3
Nanovrstva byla připravena elektrostatickým zvlákňováním kolagenu typu I jako 8 % hmotn. roztoku ve fosfátovém pufru a ethanolu (1:1 objemově), do kterého je přidán polyethylenoxid ve hmotnostním poměru 0,08 ku kolagenu. Kolagenní vlákna vykazovala střední hodnotu průměru 310 nm a integrovala do sebe homogenně rozptýlené nanočástice hydroxyapatitu ve frakci 190 nm. Vrstva se elektrostaticky nanášela přímo na povrch kovového implantátu. Při přípravě se postupovalo tak, že odvážené množství lyofilizovaného kolagenu a polyethylenoxidu o molekulové hmotnosti 700 000 se smísilo s fosfátovým pufrem. Takto připravená směs byla vystavena teplotě 40 °C po dobu 92 hodin. Dalším krokem přípravy byla homogenizace za vysokých otáček 15 000 ot.min1, při níž byl do roztoku přidán hydroxyapatit v hmotnostním poměru 15:85 na kolagen, a ethanol. Takto připravená disperze byla elektrostaticky zvlákňována v elektrickém poli 270 kV.m1, dávkování 150 pl.min1, relativní vlhkosti vzduchu 26 % a teplotě 25 °C. Proces zvlákňování je doplněn electroblowingem, resp. proudem vzduchu předehřátého na 24 °C o rychlosti proudění 45 Emin1. Stabilita vrstvy po zvláknění byla zvýšena máčením v roztoku 95 % hmotn. alkoholu s vodou a EDC a NHS při teplotě 37 °C po dobu 24 hodin. Na 1 g zvlákněného kolagenu připadá 0,920 g EDC a 0,230 g NHS smísené s minimálně 250 ml 95 % hmotn. alkoholu. Vrstva je po zesíťování promyta v 0.1M Na2HPO4 po dobu 2 x 35 minut a nakonec promyta v destilované vodě po dobu 40 minut. Během síťování a promývání vrstvy došlo v podstatě ke kompletnímu vymytí polyethylenoxidu. Sušení vrstvy bylo provedeno vakuovým vymrazováním. Takto připravená vrstva obsahovala nanovlákna obsahující 85 % hmotn. kolagenu a 15 % hmotn. hydroxyapatitu. Pro sterilizaci vrstvy byla využita ethylenoxidová sterilizace. Antibiotika byla do vrstvy deponována impregnací v disperzi alkoholu o koncentraci antibiotika 30 % hmotn. Jako antibiotikum byla použita kombinace gentamicinu a vankomycinu ve vzájemném hmotnostním poměru 1:1. Impregnace byla provedena rozprášením disperze sprejem. Po aplikaci disperze byla vrstva ponechána při pokojové teplotě do odpaření rozpouštědla. Impregnace byla provedena aplikací disperze antibiotika na nanesenou vrstvu štětcem tak, aby konečná koncentrace antibiotika ve vrstvě (po odpaření rozpouštědla) činila 11 % hmotn. na celkovou hmotnost vrstvy.
Ačkoli byla popsána řada příkladných provedení, je zřejmé, že odborník z dané oblasti snadno nalezne další možné alternativy k těmto provedením. Proto rozsah vynálezu není omezen na tato příkladná provedení, ale spíše je dán definicí přiložených patentových nároků.
Průmyslová využitelnost
Ortopedické a zubní implantáty na bázi kovových slitin pokryté bioaktivní vrstvou kolagenu typu I, případně i s obsahem hydroxyapatitu a deponovaným antibiotikem připravenou způsobem podle tohoto vynálezu lze využít v humánní a veterinární medicíně, zejména v ortopedii a stomatologii.

Claims (4)

  1. PATENTOVÉ NÁROKY
    1. Způsob výroby bioaktivní nanokompozitní vrstvy na bázi kolagenových nanovláken, vyznačující se tím, že se kolagen typu I a polyethylenoxid o viskozitně střední molekulové hmotnosti v rozmezí 400 000 až 900 000 v hmotnostním poměru polyethylenoxidu ku kolagenu v rozmezí 0,05 až 0,11 smíchá s fosfátovým pufrem pro získání koncentrace 5 až 11 % hmotn. kolagenu ve směsi, vzniklá směs se vystaví teplotě v rozmezí 32 až 42 °C po dobu alespoň 60 hodin, načež se homogenizuje míšením za současného přidávání ethanolu v konečném objemovém poměru fosfátového pufru ku ethanolu 1:1 až 1:2 a při homogenizaci se do roztoku současně přidává hydroxyapatit v množství 5 až 15 % hmotn. vzhledem k množství kolagenu, následně se směs elektrostaticky zvlákňuje za vzniku nanokompozitní vrstvy, která se následně promyje fyziologickým roztokem nebo fosfátovým pufrem a poté vodou a usuší se.
  2. 2. Způsob výroby podle nároku 1, vyznačující se tím, že se nanokompozitní vrstva před promytím stabilizuje máčením v 95 % hmotn. roztoku alkoholu ve vodě s přídavkem N-(3dimethylaminopropyl)-JV-ethylkarbodiimid hydrochloridu a JV-hydroxysukcinimidu, kde množství N-(3 -dimethylaminopropyl) -N-ethylkarbodiimid hydrochloridu na 1 g zvlákněného kolagenu je alespoň 0,625 g a množství N-hydroxysukcinimidu na 1 g zvlákněného kolagenu je alespoň 0,156 g, a kde množství 95 % hmotn. roztoku alkoholu ve vodě je alespoň 140 ml na 1 g zvlákněného kolagenu.
  3. 3. Způsob výroby podle kteréhokoliv z nároků 1 až 2, vyznačující se tím, že po usušení se vrstva impregnuje antibiotikem nebo směsí antibiotik vybraných ze skupiny vankomycin, gentamicin a tobramycin.
  4. 4. Způsob výroby podle nároku 3, vyznačující se tím, že impregnace se provede namočením vrstvy do disperze nebo nanesením disperze na vrstvu nebo rozprášením disperze na vrstvu, přičemž disperze je disperzí antibiotik v alkoholu, vodě nebo směsi alkoholu s vodou.
CZ2016656A 2016-10-20 2016-10-20 Příprava nanokompozitní vrstvy na bázi kolagenových nanovláken CZ309165B6 (cs)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CZ2016656A CZ309165B6 (cs) 2016-10-20 2016-10-20 Příprava nanokompozitní vrstvy na bázi kolagenových nanovláken
EP17197245.8A EP3311854B1 (en) 2016-10-20 2017-10-19 A nanocomposite layer on the basis of collagen nanofibers, and a method of preparation thereof
RU2017137016A RU2756164C2 (ru) 2016-10-20 2017-10-20 Нанокомпозитный слой на основе коллагеновых нановолокон и способ его изготовления

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CZ2016656A CZ309165B6 (cs) 2016-10-20 2016-10-20 Příprava nanokompozitní vrstvy na bázi kolagenových nanovláken

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CZ2016656A3 CZ2016656A3 (cs) 2018-05-02
CZ309165B6 true CZ309165B6 (cs) 2022-04-06

Family

ID=60293699

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CZ2016656A CZ309165B6 (cs) 2016-10-20 2016-10-20 Příprava nanokompozitní vrstvy na bázi kolagenových nanovláken

Country Status (3)

Country Link
EP (1) EP3311854B1 (cs)
CZ (1) CZ309165B6 (cs)
RU (1) RU2756164C2 (cs)

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TWI701364B (zh) * 2018-03-22 2020-08-11 美商威斯頓股份有限公司 天然高分子奈米纖維及其製造方法
CN110141687B (zh) 2019-05-30 2021-10-08 四川大学 一种引导牙周硬软组织再生梯度材料及其制备方法
CZ2019777A3 (cs) 2019-12-17 2021-07-21 Všeobecná fakultní nemocnice v Praze Sendvičová kolagenní pěna pro řízené uvolňování aktivních látek a způsob její přípravy
CN114081996A (zh) * 2021-11-16 2022-02-25 清华大学 一种高矿物含量诱导骨再生纤维膜
CN117138113A (zh) * 2023-08-25 2023-12-01 重庆生物智能制造研究院 一种矿化胶原材料及其制备方法和应用

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CZ28981U1 (cs) * 2015-10-14 2015-12-14 Ăšstav struktury a mechaniky hornin AV ÄŚR, v.v.i. Bioaktivní nanokompozitní vrstva na bázi kolagenových nanovláken s integrovanými kalcium fosfátovými částicemi pro aplikace v ortopedii

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19917696A1 (de) * 1999-04-20 2000-10-26 Karlheinz Schmidt Mittel für die Herstellung biologischer Teile mit einem Wirkstoffkomplex und für diesen geeigneten Trägermaterialien
RU2206341C1 (ru) * 2002-09-16 2003-06-20 Закрытое акционерное общество "Аграрно-промышленная фирма "Фито-ЭМ" Способ формирования костного имплантата
MX2009008064A (es) * 2007-01-30 2009-08-07 Hemoteq Ag Soporte vascular biodegradable.
CZ2007716A3 (cs) * 2007-10-15 2009-04-29 Elmarco S. R. O. Zpusob výroby nanovláken
US20110091577A1 (en) * 2008-04-25 2011-04-21 Silverman Lance D Drug release coatings on calcuim phosphate and uses thereof
CA2822682C (en) * 2010-12-22 2018-10-30 Geistlich Pharma Ag Bone substitute material
RU2482880C1 (ru) * 2012-05-21 2013-05-27 Владимир Николаевич Горшенёв Способ получения пористого костного биокомпозита
WO2015162559A1 (en) * 2014-04-21 2015-10-29 Ineb - Instituto Nacional De Engenharia Biomédica Mesh composition for repairing or the regeneration of tissues and methods thereof

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CZ28981U1 (cs) * 2015-10-14 2015-12-14 Ăšstav struktury a mechaniky hornin AV ÄŚR, v.v.i. Bioaktivní nanokompozitní vrstva na bázi kolagenových nanovláken s integrovanými kalcium fosfátovými částicemi pro aplikace v ortopedii

Non-Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
B. Wen et al. "An evaluation of BMP-2 delivery from scaffolds with miniaturized dental implants in a novel rat mandible model" Journal of Biomedical Materials Research B: Applied Biomaterials, May 2011, 97B (2), 315-326 *
D.V. Shepherd et al: "The process of EDC-NHS cross-linking of reconsituted collagen fibres increases collagen fibrillar order and alignment" APL Materials 3 014902 (2015), doi: 10.1063/1.490087 *
M. Iafisco et al: „Electrospun Nanotructured Fibers of Collagen-Biomimetic Apatite on Titanium Alloy" Bioinorganic Chemistry and Application, Volume 2012, Article ID 123953 doi: 10.1155/2012/123953 *
S.-H. Teng et al: „Collagen/hydroxyapatite composite nanofibers by electrospinning" Materials Letters 62 (2008), 3055-3058 *
S.J Matcher: "Second-Harmonic Generation" in Optical Techniques in Regenerative Medicine (S.P. Morgan et al eds.) CRC Press Boca Raton 2014 ISBN 13: 978-1-4398-5496-9 *
T. Suchý et al: „The Sustainable Release of Vancomycin and Its Degradation Products From Nanostructured Collagen/Hydroxyapatite Composite Layers" Journal of Pharmaceutical Sciences 105 (2016) 1288-1294. *
V. Milleret at al.: "Tuning electrospinning parameters for production of 3D-fiber-fleeces with increased porosity for soft tissue engineering applications" European Cells and Materials 21, 286-303 (2011) DOI: 10.22203/eCM.v021a22 (ISSN 1473-2262) *
Y. Zhou et al: "Greener synthesis of electrospun collagen/hydroxyapatite composite fibers with excellent microstructure for bone tissue engineering" International Journal of Nanomedicine 2015 (10) 3203-3215 *

Also Published As

Publication number Publication date
EP3311854A1 (en) 2018-04-25
CZ2016656A3 (cs) 2018-05-02
RU2017137016A (ru) 2019-04-22
RU2017137016A3 (cs) 2021-01-15
EP3311854B1 (en) 2020-08-05
RU2756164C2 (ru) 2021-09-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Yang et al. Anti-infective efficacy, cytocompatibility and biocompatibility of a 3D-printed osteoconductive composite scaffold functionalized with quaternized chitosan
Ding et al. A dual-functional implant with an enzyme-responsive effect for bacterial infection therapy and tissue regeneration
Gao et al. Enhancing antibacterial capability and osseointegration of polyetheretherketone (PEEK) implants by dual-functional surface modification
Yan et al. Endowing polyetheretherketone with synergistic bactericidal effects and improved osteogenic ability
Tan et al. Physical characterization and osteogenic activity of the quaternized chitosan-loaded PMMA bone cement
Zhou et al. Enhanced bone tissue regeneration by antibacterial and osteoinductive silica-HACC-zein composite scaffolds loaded with rhBMP-2
Zhang et al. Bio-surface coated titanium scaffolds with cancellous bone-like biomimetic structure for enhanced bone tissue regeneration
EP3311854B1 (en) A nanocomposite layer on the basis of collagen nanofibers, and a method of preparation thereof
Ao et al. Immobilizing bacitracin on titanium for prophylaxis of infections and for improving osteoinductivity: An in vivo study
Li et al. 3D printed dual-functional biomaterial with self-assembly micro-nano surface and enriched nano argentum for antibacterial and bone regeneration
Ao et al. Improved antibacterial properties of collagen I/hyaluronic acid/quaternized chitosan multilayer modified titanium coatings with both contact-killing and release-killing functions
Wu et al. Controlled release of gentamicin from gelatin/genipin reinforced beta-tricalcium phosphate scaffold for the treatment of osteomyelitis
Ye et al. Biomimetic mineralized hybrid scaffolds with antimicrobial peptides
Suchý et al. The release kinetics, antimicrobial activity and cytocompatibility of differently prepared collagen/hydroxyapatite/vancomycin layers: Microstructure vs. nanostructure
Wei et al. Regenerating infected bone defects with osteocompatible microspheres possessing antibacterial activity
Xi et al. Biomimetic bioactive multifunctional poly (citrate-siloxane)-based nanofibrous scaffolds enable efficient multidrug-resistant bacterial treatment/non-invasive tracking in vitro/in vivo
Piarali et al. Activated polyhydroxyalkanoate meshes prevent bacterial adhesion and biofilm development in regenerative medicine applications
Belcarz et al. Biphasic mode of antibacterial action of aminoglycoside antibiotics-loaded elastic hydroxyapatite–glucan composite
Wei et al. Development of an antibacterial bone graft by immobilization of levofloxacin hydrochloride-loaded mesoporous silica microspheres on a porous scaffold surface
Belcarz et al. Covalent coating of hydroxyapatite by keratin stabilizes gentamicin release
US9770530B2 (en) Tissue substitute material with biologically active coating
Li et al. Antibacterial activity and cyto-/tissue-compatibility of micro-/nano-structured titanium decorated with silver nanoparticles
Padrão et al. Vancomycin-loaded bone substitute as a ready-to-use drug delivery system to treat osteomyelitis
Martin et al. Composite scaffolds for bone regeneration and infection control
Chen et al. Three-dimensional (3D) and drug-eluting nanofiber coating for prosthetic implants

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A Patent lapsed due to non-payment of fee

Effective date: 20161020