RU2568919C1 - Method of producing biocompatible biodegradable porous composite material - Google Patents
Method of producing biocompatible biodegradable porous composite material Download PDFInfo
- Publication number
- RU2568919C1 RU2568919C1 RU2014127011/15A RU2014127011A RU2568919C1 RU 2568919 C1 RU2568919 C1 RU 2568919C1 RU 2014127011/15 A RU2014127011/15 A RU 2014127011/15A RU 2014127011 A RU2014127011 A RU 2014127011A RU 2568919 C1 RU2568919 C1 RU 2568919C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- chitosan
- mixture
- temperature
- porous
- amount
- Prior art date
Links
Images
Abstract
Description
Изобретение относится к химии высокомолекулярных соединений, а именно к биосовместимым биодеградируемым пористым композиционным материалам на основе хитозана и нанофибрилл хитина, и технологии их получения.The invention relates to the chemistry of macromolecular compounds, namely to biocompatible biodegradable porous composite materials based on chitosan and chitin nanofibrils, and technology for their preparation.
Изобретение может найти применение в медицине, ветеринарии, фармакологии, биотехнологии. Заявляемые биосовместимыеThe invention may find application in medicine, veterinary medicine, pharmacology, biotechnology. The inventive biocompatible
биодеградируемые пористые композиционные материалы предназначены для использования в качестве раневых покрытий, гемостатических, тампонирующих материалов, объемозамещающих медицинских материалов (для замещения недостатка тканей после хирургического удаления), матриц для адгезии, пролиферации и дифференциации клеток в клеточной трансплантологии и тканевой инженерии.biodegradable porous composite materials are intended for use as wound coverings, hemostatic, plugging materials, volume-replacing medical materials (to replace tissue deficiency after surgical removal), matrices for adhesion, proliferation and differentiation of cells in cell transplantology and tissue engineering.
В современной медицине и трансплантологии чрезвычайно актуальны биосовместимые биодеградируемые пористые материалы. Для этих материалов особый интерес представляют хитин и хитозан, полимеры, получаемые из природного сырья, входящего в состав панцирей ракообразных.In modern medicine and transplantology, biocompatible biodegradable porous materials are extremely relevant. Of particular interest for these materials are chitin and chitosan, polymers obtained from natural raw materials that make up the shell of crustaceans.
Пористые материалы, которые могут быть использованы в медицине, тканевой инженерии, клеточных технологиях, должны обладать комплексом свойств: отсутствием цитотоксичности, высокой паро- и газопроницаемостью. Размер пор должен обеспечить адгезию и распластывание клеток на их поверхности. Для пролиферации клеток в объеме матрицы поры должны иметь форму сообщающихся каналов, по которым возможно движение клеток. Пористые материалы, используемые в качестве раневых покрытий, должны препятствовать проникновению патогенной среды на раневую поверхность и способствовать ускорению заживления раны.Porous materials that can be used in medicine, tissue engineering, cell technology, should have a set of properties: lack of cytotoxicity, high vapor and gas permeability. Pore size should provide adhesion and spreading of cells on their surface. For cell proliferation in the matrix volume, the pores must be in the form of communicating channels through which cell movement is possible. Porous materials used as wound dressings should prevent the penetration of pathogenic medium onto the wound surface and help accelerate wound healing.
Известно несколько способов создания пористых полимерных структур. Например, в расплав или раствор полимера вводят порообразователь (аэросил). Также возможно формование пористого материала из раствора в жесткую осадительную ванну, при этом осадитель интенсивно замещает растворитель (Патент RU 2504561, 2014). Для получения пористой структуры полимерные пленки бомбардируют α-частицами с последующим травлением их в щелочи. Во всех этих известных способах используют химические реагенты, остатки которых могут длительное время сохраняться в пористом материале. Наличие инородных химических веществ, в случае использования пористого материала в биотехнологиях, вызывает его цитотоксичность. Устранение этого недостатка является важной технологической проблемой.Several methods are known for creating porous polymer structures. For example, a blowing agent (aerosil) is introduced into the melt or polymer solution. It is also possible to form a porous material from a solution into a hard precipitation bath, while the precipitant intensively replaces the solvent (Patent RU 2504561, 2014). To obtain a porous structure, polymer films are bombarded with α particles, followed by their etching in alkali. All these known methods use chemical reagents, the remains of which can be stored for a long time in a porous material. The presence of foreign chemicals, in the case of using a porous material in biotechnology, causes its cytotoxicity. The elimination of this disadvantage is an important technological problem.
Известен способ получения раневого покрытия на основе хитозана [EP 1401352 B1, 2012], в котором материал обладает гемостатическими свойствами. Раствор хитозана лиофилизируют, после чего блочный образец с размером пор около 50 мкм выдерживают при температуре 80°C, затем подвергают прессованию при давлении 50 кПа. Полученный образец имеет толщину 5,5 мм, обладает адгезионной прочностью по отношению к раневой поверхности не менее 60 кПа.A known method of producing a wound dressing based on chitosan [EP 1401352 B1, 2012], in which the material has hemostatic properties. The chitosan solution is lyophilized, after which a block sample with a pore size of about 50 μm is kept at a temperature of 80 ° C, then it is pressed at a pressure of 50 kPa. The resulting sample has a thickness of 5.5 mm, has adhesive strength with respect to the wound surface of at least 60 kPa.
Губки из хитозана медицинского применения получали методом пропускания воздуха или углекислого газа через раствор хитозана с последующей дегидратацией, а также методом его заморозки и последующей сушки под вакуумом [US 2011/0274726 A1, 2011]. Полученные пористые губки подвергали прессованию до получения материала толщиной 1,2 мм, после стерилизации материал использовали в качестве раневого покрытия.Sponges from medical chitosan were obtained by passing air or carbon dioxide through a solution of chitosan followed by dehydration, as well as by freezing and then drying under vacuum [US 2011/0274726 A1, 2011]. The obtained porous sponges were pressed to obtain a material 1.2 mm thick; after sterilization, the material was used as a wound dressing.
Однако в приведенных способах получения материалов на основе хитозана не решается проблема стабилизации пористой структуры в сухом и особенно во влажном состоянии, что неблагоприятно сказывается на возможности применения таких материалов в медицинской практике.However, in the above methods for producing materials based on chitosan, the problem of stabilization of the porous structure in the dry and especially in the wet state is not solved, which adversely affects the possibility of using such materials in medical practice.
Анализ приведенных выше аналогов свидетельствует о том, что получение композиционного пористого материала со стабильной структурой в активных биологических средах и одновременно характеризуемого резорбцией как полимерной матрицы, так и наполнителя, является актуальной задачей получения материалов медицинского назначения, а также матриц для клеточных технологий.An analysis of the above analogues indicates that the preparation of a composite porous material with a stable structure in active biological media and simultaneously characterized by the resorption of both the polymer matrix and the filler is an urgent task to obtain medical supplies, as well as matrices for cell technology.
Наиболее близкими к заявляемому изобретению является композиционный биосовместимый, биодеградируемый пористый материал на основе хитозана [RU 2471824, C08J 9/00, А61К 33/00, 2014].Closest to the claimed invention is a composite biocompatible, biodegradable porous material based on chitosan [RU 2471824, C08J 9/00, AK 33/00, 2014].
Композиционный материал-губка состоит из хитозановой матрицы и неорганического наполнителя. Используют наполнитель из ряда: монтмориллонит, галлуазит, бентонит, гидроксиапатит, которые повышают стабильность упругих свойств и пористой структуры в жидких средах, что положительно сказывается на процессах адгезии объемной пролиферации стволовых и соматических клеток in vivo.The composite sponge material consists of a chitosan matrix and an inorganic filler. A filler from the series is used: montmorillonite, halloysite, bentonite, hydroxyapatite, which increase the stability of elastic properties and the porous structure in liquid media, which positively affects the adhesion processes of stem cell and somatic cell proliferation in vivo.
Однако указанные наполнители не являются биодеградируемыми и не подвержены биорезорбции при контакте с активной биологической средой живого организма, включающей ферменты, макрофаги и др. Поэтому композиционный материал, содержащий такие наночастицы нельзя рассматривать как полностью биодеградируемый. Механизм взаимодействия стволовых и соматических клеток организма с небиодеградируемыми наночастицами различного химического строения, формы и размеров не достаточно изучен. Существуют данные о токсическом воздействии небиодеградируемымых наночастиц на клетки живого организма, в различных органах и системах [Assessing Nanoparticle Toxicity / Sara A. Love et al. // Annu. Rev. Anal. Chem. - 2012. - N 5. - P. 181-205. Review. Nanoparticles toxicity and their routes of exposures / Clarence Suh Yah et al. // Рак. J. Pharm. Sci. - 2012. - Vol. 25. - N 2. - P. 477-491]. Подобное воздействие может привести к возникновению заболеваний дыхательной системы, желудочно-кишечного тракта, нервной системы, повреждению органов зрения и слуха и др. [Review. Nanoparticles toxicity and their routes of exposures / Clarence Suh Yah et al. // Pak. J. Pharm. Sci. - 2012. - Vol.25. - N 2. - P. 477-491. A review of nanoparticle functionality and toxici central nervous system / Z. Yang et al. // J. R. Soc. Interface. - 2010. - N 7. - P. 411-422].However, these fillers are not biodegradable and are not susceptible to bioresorption upon contact with the active biological environment of a living organism, including enzymes, macrophages, etc. Therefore, a composite material containing such nanoparticles cannot be considered completely biodegradable. The mechanism of interaction between stem and somatic cells of the body with non-biodegradable nanoparticles of various chemical structures, shapes and sizes is not well understood. There is evidence of the toxic effects of non-biodegradable nanoparticles on living body cells in various organs and systems [Assessing Nanoparticle Toxicity / Sara A. Love et al. // Annu. Rev. Anal. Chem. - 2012. -
Известный материал не порочит новизну заявляемого изобретения, т.к. он не является полностью биодеградируемым, поэтому не может безопасно быть использован в качестве раневых покрытий, а также других материалов медицинского и биологического назначения.Known material does not discredit the novelty of the claimed invention, because it is not completely biodegradable, therefore, it cannot be safely used as wound coverings, as well as other materials for medical and biological purposes.
Технической задачей и положительным результатом предлагаемого изобретения является создание биосовместимого биодеградируемого пористого материала на основе хитозана с системой открытых пор со стабильной пористой структурой в водных средах для использования в медицине, ветеринарии, биотехнологии, например в качестве раневых покрытий и гемостатических губок. Создаваемый материал не должен содержать следов химических веществ, потенциально обладающих токсичностью и небиодеградирующих добавок, способных вызвать повреждение органов и тканей. Материал должен обладать сквозной пористой структурой, сохранять свою форму и размеры в жидких биологических средах. Механические характеристики материала должны позволять манипуляции с ним как в сухом, так и во влажном состоянии. Материал или фрагменты материала должны подвергаться полной биорезорбции в организме реципиента в течение нескольких недель, при этом не должно наблюдаться воспалительной реакции на материал и его отторжение. Продукты резорбции материала должны быть биосовместимы и биорезорбируемы, не должны обладать токсичностью.The technical task and the positive result of the invention is the creation of a biocompatible biodegradable porous material based on chitosan with an open pore system with a stable porous structure in aqueous media for use in medicine, veterinary medicine, biotechnology, for example, as wound dressings and hemostatic sponges. The material created must not contain traces of chemicals that are potentially toxic and non-biodegradable additives that can cause damage to organs and tissues. The material must have a through porous structure, maintain its shape and size in liquid biological media. The mechanical characteristics of the material should allow manipulation with it both in the dry and in the wet state. The material or fragments of the material should undergo complete bioresorption in the recipient's body within a few weeks, while there should be no inflammatory reaction to the material and its rejection. The resorption products of the material must be biocompatible and bioresorbable, must not be toxic.
Указанная задача и технический результат достигаются в способе получения биосовместимого биодеградируемого пористого композиционного материала за счет того, что он включает смешивание предварительно диспергированных в водной среде с рН=5-7 в ультразвуковом поле с частотой v=20-100 кГц в течение 5-60 мин нанофибрилл хитина с хитозаном со степенью деацетилирования 60-95%, молекулярной массой 50-450 кДа, в количестве, соответствующем его концентрации в растворе 0,1-10 мас. %, при этом количество наполнителя составляет 0,1-50% от массы хитозана, интенсивно перемешивают полученную смесь при температуре 20-50°C в течение 20-60 мин, добавляют концентрированную кислоту в количестве, соответствующем получению в смеси водного раствора кислоты концентрацией 0,1-5%, интенсивно перемешивают смесь при температуре 20-50°C в течение 20-250 мин, добавляют лекарственные средства, пластификаторы, биорезорбируемые полимеры, перемешивают смесь при температуре 20-50°C в течение 20-60 мин, охлаждают ее до температуры -0,1- -196°C, удаляют растворитель в вакууме, обрабатывают полученный целевой материал нейтрализующим реагентом, промывают водой до рН=6-7 и высушивают или подвергают термообработке при температуре 50-200°C в течение 10-360 мин, и получают пористый материал с системой сквозных пор размером 1-1000 мкм, пропитывают материал лекарственными средствами, пластификаторами, биорезорбируемыми полимерами.The specified task and technical result is achieved in a method for producing a biocompatible biodegradable porous composite material due to the fact that it involves mixing pre-dispersed in an aqueous medium with pH = 5-7 in an ultrasonic field with a frequency of v = 20-100 kHz for 5-60 minutes chitin nanofibrils with chitosan with a degree of deacetylation of 60-95%, a molecular weight of 50-450 kDa, in an amount corresponding to its concentration in the solution of 0.1-10 wt. %, while the amount of filler is 0.1-50% by weight of chitosan, the resulting mixture is intensively stirred at a temperature of 20-50 ° C for 20-60 minutes, concentrated acid is added in an amount corresponding to the preparation of an aqueous acid solution of concentration 0 in a mixture , 1-5%, intensively mix the mixture at a temperature of 20-50 ° C for 20-250 min, add drugs, plasticizers, bioresorbable polymers, mix the mixture at a temperature of 20-50 ° C for 20-60 min, cool it to a temperature of -0.1- -196 ° C, remove the solvent l in a vacuum, the obtained target material is treated with a neutralizing reagent, washed with water to pH = 6-7 and dried or heat treated at a temperature of 50-200 ° C for 10-360 minutes, and a porous material with a through-pore system of 1-1000 microns, impregnate the material with drugs, plasticizers, bioresorbable polymers.
В состав материала непосредственно и/или в виде пропитки дополнительно входят антикоагулянты, антибиотики, антисептики, противовоспалительные средства, антиоксиданты, витамины, сорбенты, препараты, отдельно или вместе стимулирующие заживление раны и рост клеток, в количестве 0,0001-10% от массы хитозана.The composition of the material directly and / or in the form of impregnation additionally includes anticoagulants, antibiotics, antiseptics, anti-inflammatory drugs, antioxidants, vitamins, sorbents, drugs that separately or together stimulate wound healing and cell growth, in an amount of 0.0001-10% by weight of chitosan .
Также в состав материала непосредственно и/или в виде пропитки дополнительно входит пластификатор из ряда: глицерин, сорбит, манит, пропиленгликоль и другие многоатомные спирты или их смеси произвольного состава, в количестве 0,1-100% от массы хитозана.Also, the composition of the material directly and / or in the form of impregnation additionally includes a plasticizer from the series: glycerin, sorbitol, mannitol, propylene glycol and other polyhydric alcohols or mixtures of any composition, in an amount of 0.1-100% by weight of chitosan.
Он также дополнительно содержат 0,1-50 мас.% биорезорбируемых полимеров из ряда: поливинилпирролидон, полиэтиленгликоль, водорастворимые производные целлюлозы, хитин, альгинат, желатин, крахмал, декстран, полигиалуроновую кислоту, полипептиды, их сополимеры или смеси произвольного состава.It also additionally contains 0.1-50 wt.% Bioresorbable polymers from the series: polyvinylpyrrolidone, polyethylene glycol, water-soluble cellulose derivatives, chitin, alginate, gelatin, starch, dextran, polyhyaluronic acid, polypeptides, their copolymers or mixtures of arbitrary composition.
В качестве растворителя используют кислоты: уксусную, янтарную, угольную, муравьиную, серную, соляную, бензойную, сорбиновую, молочную кислоту и/или их смеси произвольного состава.As a solvent, acids are used: acetic, succinic, carbonic, formic, sulfuric, hydrochloric, benzoic, sorbic, lactic acid and / or mixtures thereof of arbitrary composition.
В качестве нейтрализующего реагента берут спирты, растворы аммиака или щелочи.As a neutralizing reagent take alcohols, solutions of ammonia or alkali.
Материал также подвергается термической обработке при температуре 50-200°C в течение 10-360 мин.The material is also subjected to heat treatment at a temperature of 50-200 ° C for 10-360 minutes.
Анализ известного уровня техники не позволил обнаружить решение, полностью совпадающее по совокупности существенных признаков с заявляемым, что может указывать на новизну биосовместимого биодеградируемого пористого композиционного материала.The analysis of the prior art did not allow to find a solution that completely coincides in the totality of essential features with the claimed, which may indicate the novelty of a biocompatible biodegradable porous composite material.
Только совокупность существенных признаков заявляемого биосовместимого биодеградируемого пористого композиционного материала позволяет достичь указанного технического результата. Совершенно неожиданным явился факт, что на основе хитозана и нанофибрилл хитина удастся получить биосовместимый биодеградируемый пористый материал со стабильной и высокопроницаемой пористой структурой в водных средах, к тому же полностью биорезорбируемый и не обладающий цитотоксичностью. Применение нанофибрилл хитина само по себе не гарантировало получение стабильной и высокопроницаемой пористой структуры. Только оригинальная совокупность условий способа привела к целевому результату.Only the set of essential features of the claimed biocompatible biodegradable porous composite material allows to achieve the specified technical result. It was completely unexpected that, based on chitosan and chitin nanofibrils, it will be possible to obtain a biocompatible biodegradable porous material with a stable and highly permeable porous structure in aqueous media, moreover, it is completely bioresorbable and does not have cytotoxicity. The use of chitin nanofibrils alone did not guarantee a stable and highly permeable porous structure. Only the original set of conditions of the method led to the target result.
В таблице 1 приведены значения динамического модуля упругости композиционных губок, полученных из 4% раствора хитозана, содержащих различное количество нанфибрилл хитина. Использован хитозан производства фирмы Sigma-Aldrich (США) из панцирей крабов, степень деацетилирования 85%, молекулярная масса 250 кДа, нанофибриллы хитина производства фирмы Mavi Sud S.r.1, (Италия), степень деацетилирования 12%, средний размер частиц составляет: длина ~500 нм, диаметр ~20 нм. Измерен динамический модуль упругости на сжатие образцов губок в сухом состоянии и в воде на установке DMA 242 С фирмы NETZSCH на частоте 1 Гц при температуре 20°C.Table 1 shows the values of the dynamic elastic modulus of composite sponges obtained from a 4% solution of chitosan containing various amounts of chitin nanofibrils. Used chitosan manufactured by Sigma-Aldrich (USA) from crab shells, the degree of deacetylation of 85%, a molecular weight of 250 kDa, chitin nanofibrils manufactured by Mavi Sud Sr1, (Italy), the degree of deacetylation of 12%, the average particle size is: length ~ 500 nm, diameter ~ 20 nm. The dynamic modulus of compression of the sponge samples in the dry state and in water was measured on a NETZSCH DMA 242 C installation at a frequency of 1 Hz at a temperature of 20 ° C.
Из приведенных данных следует, что введение нанофибрилл хитина повышает модуль упругости губки в сухом состоянии и в водной среде, что свидетельствует о стабилизации структуры губок при введении нанофибрилл хитина.From the above data it follows that the introduction of chitin nanofibrils increases the elastic modulus of the sponge in the dry state and in the aquatic environment, which indicates the stabilization of the structure of the sponges with the introduction of chitin nanofibrils.
Приведены фотографии губок из хитозана (образец слева) и композиционных губок, содержащих 3 мас. % нанофибрилл хитина в исходном воздушно-сухом состоянии (фиг. 1), после выдержки в воде в течение 1 часа (фиг. 2) и после повторной сушки (фиг. 3).Photos of chitosan sponges (sample on the left) and composite sponges containing 3 wt. % chitin nanofibrils in the initial air-dry state (Fig. 1), after exposure to water for 1 hour (Fig. 2) and after re-drying (Fig. 3).
Видно, что добавление к хитозану нанофибрилл хитина приведет не только к эффекту сохранения формы и размеров губки во влажном состоянии, но и к сохранению открытости пор, проницаемости губки и стабильности пористой системы (фиг. 4).It is seen that the addition of chitin nanofibrils to chitosan will lead not only to the effect of maintaining the shape and size of the sponge in the wet state, but also to maintaining open pores, sponge permeability and stability of the porous system (Fig. 4).
Высокая эластичность и достаточная прочность (как в сухом, так и в мокром состояниях позволяет предлагаемый материал использовать в виде раневых покрытий (фиг. 5) и гемостатических назальных тампонов (фиг. 6), хорошо повторяющий сложный рельеф раневой поверхности.High elasticity and sufficient strength (both in dry and in wet conditions allows the proposed material to be used in the form of wound dressings (Fig. 5) and hemostatic nasal tampons (Fig. 6), which repeats the complex relief of the wound surface.
Исследование цитотоксического действия композитного материала на мезенхимные стволовые клетки крысы (ASCs) показало, что в клетках, культивированных в течение 6 суток на пористых материалах, содержащих 3 мас. % нанофибрилл хитина, не выявлено стабилизации в ядре фокусов гамма-Н2АХ гистона. Стабилизация в ядре гамма-Н2АХ гистона является показателем цитотоксического воздействия, ведущего к стандартному ответу клетки на повреждения. Таким образом, можно заключить, что введение нанофибрилл хитина не оказывает острого токсического воздействия на клетки.The study of the cytotoxic effect of the composite material on rat mesenchymal stem cells (ASCs) showed that in cells cultured for 6 days on porous materials containing 3 wt. % chitin nanofibrils, no stabilization in the core of histone gamma-H2AX foci was detected. Stabilization in the gamma-H2AX histone nucleus is an indicator of cytotoxic effects leading to a standard cell response to damage. Thus, we can conclude that the introduction of chitin nanofibrils does not have an acute toxic effect on the cells.
Скорость и механизм биорезорбции материалов изучался на живых объектах. Самки крыс весом 350 г, одной генетической линии, оперированы под ингаляционной анестезией, фрагменты композитного материала помещались между мышечных волокон длинной мышцы спины крысы, после этого рана послойно ушивалась. В послеоперационном периоде производилось наблюдение за цветом и температурой кожных покровов и двигательной активностью животных. После извлечения, материал исследовался стандартными гистологическими методами.The speed and mechanism of bioresorption of materials was studied on living objects. Female rats weighing 350 g, of the same genetic line, were operated under inhalation anesthesia, fragments of the composite material were placed between the muscle fibers of the long muscle of the rat’s back, after which the wound was sutured in layers. In the postoperative period, color and temperature of the skin and motor activity of animals were monitored. After extraction, the material was examined by standard histological methods.
Через 1 неделю экспозиции в мышечной ткани подопытного животного композитный материал на основе хитозана, содержащий 3 мас. % нанофибрилл хитина, полностью пропитывается иммунными клетками (фиг. 7), при этом признаков воспаления не выявлено, также не наблюдалось признаков гибели иммунных клеток, что свидетельствует об отсутствии токсического воздействия материала на окружающие клетки и ткани. Наблюдаются начальные признаки биорезорбции материала.After 1 week of exposure in the muscle tissue of the experimental animal, a composite material based on chitosan containing 3 wt. % chitin nanofibrils are completely impregnated with immune cells (Fig. 7), while there were no signs of inflammation, and there were no signs of immune cell death, which indicates the absence of toxic effects of the material on surrounding cells and tissues. The initial signs of bioresorption of the material are observed.
Через 2 недели экспозиции материала наблюдаются отчетливые признаки резорбции, с замещением материала соединительной тканью, токсического воздействия также не обнаружено (фиг. 8).After 2 weeks of exposure of the material, distinct signs of resorption are observed, with the replacement of the material with connective tissue, no toxic effects were detected (Fig. 8).
Через 6 недели экспозиции наблюдаются полная биорезорбция композитного материала с замещением его нормальной соединительной тканью (фиг. 9).After 6 weeks of exposure, complete bioresorption of the composite material with its replacement with normal connective tissue is observed (Fig. 9).
Описываемый способ поясняется далее на примерах его осуществления.The described method is illustrated below by examples of its implementation.
Пример №1. Биосовместимый биодеградируемый пористый композиционный материал, включающий хитозан и нанофибриллы хитина в диспергированном состоянии в количестве 3% от массы хитозана, с системой сквозных пор диаметром 1-1000 мкм. Получение материала. Диспергируют 1,2 г нанофибрилл хитина в 1000 мл воды, pH=7, в ультразвуковом поле с частотой v=20 кГц в течение 15 мин с получением дисперсии нанофибрилл хитина. Смешивают диспергированные в водной среде нанофибриллы хитина и хитозан со степенью деацетилирования 85%, молекулярной массой 250 кДа в количестве 40 г, соответствующем концентрации раствора 4 мас. %, при этом количество нанофибрилл хитина составляет 3% от массы хитозана, добавляют концентрированную уксусную кислоту в количестве 20 мл, соответствующем получению в смеси водного раствора уксусной кислоты концентрацией 2%, полученную смесь перемешивают со скоростью 1200 об/мин при температуре 20°C в течение 20 мин. Добавляют 0,1 г антибиотика (ампициллина), что составляет 0,25% от массы хитозана, добавляют 0,1 г пластификатора (глицерина), что составляет 0,25% от массы хитозана, добавляют 1 г биорезорбируемого полимера (полигиалуроновую кислоту), что составляет 2,5% от массы хитозана. Интенсивно перемешивают смесь при температуре 20°C в течение 30 мин, охлаждают ее до температуры -4°C. Удаляют растворитель в вакууме. Обрабатывают полученный пористый материал 5% водным раствором NaOH, промывают водой до pH=7 и высушивают целевой материал. Затем материал подвергается термической обработке при температуре 100°C в течение 30 мин. Материал пропитывают 0,01% раствором антисептика (фурацилина), 1% раствором пластификатора (глицерина), 10% раствором биорезорбируемого полимера (желатина).Example No. 1. A biocompatible biodegradable porous composite material including chitosan and chitin nanofibrils in a dispersed state in the amount of 3% by weight of chitosan, with a through-pore system with a diameter of 1-1000 microns. Receiving material. Disperse 1.2 g of chitin nanofibrils in 1000 ml of water, pH = 7, in an ultrasonic field with a frequency of v = 20 kHz for 15 minutes to obtain a dispersion of chitin nanofibrils. Chitin and chitosan nanofibrils dispersed in an aqueous medium are mixed with a deacetylation degree of 85%, a molecular weight of 250 kDa in an amount of 40 g, corresponding to a solution concentration of 4 wt. %, while the amount of chitin nanofibrils is 3% by weight of chitosan, concentrated acetic acid in an amount of 20 ml is added, corresponding to the preparation of an aqueous solution of acetic acid with a concentration of 2% in a mixture, the resulting mixture is stirred at a speed of 1200 rpm at a temperature of 20 ° C within 20 minutes Add 0.1 g of antibiotic (ampicillin), which is 0.25% by weight of chitosan, add 0.1 g of plasticizer (glycerin), which is 0.25% of the mass of chitosan, add 1 g of bioresorbable polymer (polygialuronic acid), which is 2.5% by weight of chitosan. Intensively mix the mixture at a temperature of 20 ° C for 30 minutes, cool it to a temperature of -4 ° C. Remove the solvent in vacuo. The resulting porous material is treated with a 5% aqueous NaOH solution, washed with water to pH = 7, and the target material is dried. The material is then heat treated at 100 ° C for 30 minutes. The material is impregnated with a 0.01% solution of antiseptic (furatsilina), 1% solution of plasticizer (glycerin), 10% solution of bioresorbable polymer (gelatin).
Диаметр пор 1-1000 мкм, модуль упругости полученного материала в сухом состоянии E=6.5 МПа, во влажном - E=0.06 МПа. Электронно-микроскопический снимок скола губки показал, что наполнитель находится в диспергированном состоянии, поры имеют форму сквозных каналов (фиг. 4). После выдержки в водной среде образец не изменил форму и размеры (фиг. 2), после сушки форма и размеры также не изменились (фиг. 3).The pore diameter is 1-1000 μm, the elastic modulus of the obtained material in the dry state is E = 6.5 MPa, in the wet state - E = 0.06 MPa. An electron microscopic image of the cleaved sponge showed that the filler is in a dispersed state, the pores are in the form of through channels (Fig. 4). After exposure in an aqueous medium, the sample did not change shape and dimensions (Fig. 2), after drying, the shape and dimensions also did not change (Fig. 3).
Полная биорезорбция материала наблюдалась через 6 недель экспозиции в подопытном животном (фиг. 9).Complete bioresorption of the material was observed after 6 weeks of exposure in the experimental animal (Fig. 9).
Пример №2. В условиях примера №1, при получении материала используется хитозан со степенью деацетилирования 95%, молекулярной массой 450 кДа в количестве 40 г, соответствующем концентрации раствора 4 мас. %, при этом количество нанофибрилл хитина составляет 0,1% от массы хитозана.Example No. 2. In the conditions of example No. 1, upon receipt of the material used chitosan with a degree of deacetylation of 95%, a molecular weight of 450 kDa in an amount of 40 g, corresponding to a solution concentration of 4 wt. %, while the amount of chitin nanofibrils is 0.1% by weight of chitosan.
Диаметр пор 10-100 мкм, модуль упругости полученного материала в сухом состоянии Е=6.4 МПа, во влажном - Е=0.07 МПа. После выдержки в водной среде образец не изменил форму и размеры, после сушки форма и размеры также не изменились.The pore diameter is 10-100 μm, the elastic modulus of the obtained material in the dry state is E = 6.4 MPa, in the wet state - E = 0.07 MPa. After aging in an aqueous medium, the sample did not change its shape and size; after drying, the shape and size did not change either.
Полная биорезорбция материала наблюдалась через 7 недель экспозиции в подопытном животном.Complete bioresorption of the material was observed after 7 weeks of exposure in the experimental animal.
Пример №3. В условиях примера №1, при получении материала используется хитозан со степенью деацетилирования 60%, молекулярной массой 50 кДа в количестве 40 г, соответствующем концентрации раствора 4 мас.%, при этом количество нанофибрилл хитина составляет 50% от массы хитозана.Example No. 3. In the conditions of example No. 1, upon receipt of the material, chitosan with a degree of deacetylation of 60%, a molecular weight of 50 kDa in an amount of 40 g, corresponding to a solution concentration of 4 wt.%, Is used, while the amount of chitin nanofibrils is 50% by weight of chitosan.
Диаметр пор 1-300 мкм, модуль упругости полученного материала в сухом состоянии Е=8.2 МПа, во влажном - Е=0.09 МПа. После выдержки в водной среде образец не изменил форму и размеры, после сушки форма и размеры также не изменились.The pore diameter is 1-300 μm, the elastic modulus of the obtained material in the dry state is E = 8.2 MPa, in the wet state - E = 0.09 MPa. After aging in an aqueous medium, the sample did not change its shape and size; after drying, the shape and size did not change either.
Полная биорезорбция материала наблюдалась через 5 недель экспозиции в подопытном животном.Complete bioresorption of the material was observed after 5 weeks of exposure in the experimental animal.
Пример №4. В условиях примера №1, при получении материала используется концентрация хитозана в растворе 0,1 мас. %, при этом количество нанофибрилл хитина составляет 40% от массы хитозана.Example No. 4. In the conditions of example No. 1, upon receipt of the material used the concentration of chitosan in a solution of 0.1 wt. %, while the number of chitin nanofibrils is 40% by weight of chitosan.
Диаметр пор 300-1000 мкм, модуль упругости полученного материала в сухом состоянии Е=1.1 МПа, во влажном - Е=0.01 МПа. После выдержки в водной среде образец не изменил форму и размеры, после сушки форма и размеры также не изменились.The pore diameter is 300-1000 μm, the elastic modulus of the obtained material in the dry state is E = 1.1 MPa, in the wet state - E = 0.01 MPa. After aging in an aqueous medium, the sample did not change its shape and size; after drying, the shape and size did not change either.
Полная биорезорбция материала наблюдалась через 1 неделю экспозиции в подопытном животном.Complete bioresorption of the material was observed after 1 week of exposure in the experimental animal.
Пример №5. В условиях примера №1, при получении материала используется концентрация хитозана в растворе 10 мас. %, при этом количество нанофибрилл хитина составляет 1% от массы хитозана.Example No. 5. In the conditions of example No. 1, upon receipt of the material, a concentration of chitosan in a solution of 10 wt. %, while the amount of chitin nanofibrils is 1% by weight of chitosan.
Диаметр пор 1-50 мкм, модуль упругости полученного материала в сухом состоянии Е=15.3 МПа, во влажном - Е=0.1 МПа. После выдержки в водной среде образец не изменил форму и размеры, после сушки форма и размеры также не изменились.The pore diameter is 1-50 μm, the elastic modulus of the obtained material in the dry state is E = 15.3 MPa, in the wet state - E = 0.1 MPa. After aging in an aqueous medium, the sample did not change its shape and size; after drying, the shape and size did not change either.
Полная биорезорбция материала наблюдалась через 8 недель экспозиции в подопытном животном.Complete bioresorption of the material was observed after 8 weeks of exposure in the experimental animal.
Пример №6. В условиях примера №1, при получении материала используется пластификатор глицерин в количестве 0,4 г, что соответствует 1% от массы хитозана.Example No. 6. In the conditions of example No. 1, upon receipt of the material, a plasticizer glycerin is used in an amount of 0.4 g, which corresponds to 1% by weight of chitosan.
Диаметр пор 10-800 мкм, модуль упругости полученного материала в сухом состоянии Е=4.4 МПа, во влажном - Е=0.06 МПа. После выдержки в водной среде образец не изменил форму и размеры, после сушки форма и размеры также не изменились.The pore diameter is 10-800 μm, the elastic modulus of the obtained material in the dry state is E = 4.4 MPa, in the wet state - E = 0.06 MPa. After aging in an aqueous medium, the sample did not change its shape and size; after drying, the shape and size did not change either.
Полная биорезорбция материала наблюдалась через 6 недель экспозиции в подопытном животном.Complete bioresorption of the material was observed after 6 weeks of exposure in the experimental animal.
Пример №7. В условиях примера №1, при получении материала дополнительно используется биорезорбируемый полимер полигиалуроновая кислота в количестве 4 г, что соответствует 10% от массы хитозана.Example No. 7. In the conditions of example No. 1, upon receipt of the material, a bioresorbable polymer polygialuronic acid is additionally used in an amount of 4 g, which corresponds to 10% by weight of chitosan.
Диаметр пор 1-600 мкм, модуль упругости полученного материала в сухом состоянии Е=6.2 МПа, во влажном - Е=0.05 МПа. После выдержки в водной среде образец не изменил форму и размеры, после сушки форма и размеры также не изменились.The pore diameter is 1-600 μm, the elastic modulus of the obtained material in the dry state is E = 6.2 MPa, in the wet state - E = 0.05 MPa. After aging in an aqueous medium, the sample did not change its shape and size; after drying, the shape and size did not change either.
Полная биорезорбция материала наблюдалась через 5 недель экспозиции в подопытном животном.Complete bioresorption of the material was observed after 5 weeks of exposure in the experimental animal.
Пример №8. В условиях примера №1, охлаждение раствора хитозана проводилось до температуры -196°C.Example No. 8. In the conditions of example No. 1, the cooling of the chitosan solution was carried out to a temperature of -196 ° C.
Диаметр пор 1-10 мкм, модуль упругости полученного материала в сухом состоянии Е=6.8 МПа, во влажном - Е=0.07 МПа. После выдержки в водной среде образец не изменил форму и размеры, после сушки форма и размеры также не изменились.The pore diameter is 1-10 μm, the elastic modulus of the obtained material in the dry state is E = 6.8 MPa, in the wet state - E = 0.07 MPa. After aging in an aqueous medium, the sample did not change its shape and size; after drying, the shape and size did not change either.
Полная биорезорбция материала наблюдалась через 6 недель экспозиции в подопытном животном.Complete bioresorption of the material was observed after 6 weeks of exposure in the experimental animal.
Пример №9. В условиях примера №1, материал подвергался термообработке при температуре 120°C в течение 60 мин.Example No. 9. In the conditions of example No. 1, the material was subjected to heat treatment at a temperature of 120 ° C for 60 minutes
Модуль упругости полученного материала в сухом состоянии Е=6.4 МПа, во влажном - Е=0.06 МПа. После выдержки в водной среде образец не изменил форму и размеры, после сушки форма и размеры также не изменились.The elastic modulus of the obtained material in the dry state is E = 6.4 MPa, in the wet state - E = 0.06 MPa. After aging in an aqueous medium, the sample did not change its shape and size; after drying, the shape and size did not change either.
Полная биорезорбция материала наблюдалась через 6 недель экспозиции в подопытном животном.Complete bioresorption of the material was observed after 6 weeks of exposure in the experimental animal.
Пример №10. В условиях примера №1, материал пропитывают 0,1% раствором антисептика (фурацилина), 10% раствором пластификатора (глицерина), 50% раствором биорезорбируемого полимера (желатина). Модуль упругости полученного материала в сухом состоянии E=3.4 МПа, во влажном - E=0.02 МПа. После выдержки в водной среде образец не изменил форму и размеры, после сушки форма и размеры также не изменились.Example No. 10. In the conditions of example No. 1, the material is impregnated with a 0.1% solution of antiseptic (furatsilina), 10% solution of plasticizer (glycerin), 50% solution of bioresorbable polymer (gelatin). The elastic modulus of the obtained material in the dry state is E = 3.4 MPa, in the wet state, E = 0.02 MPa. After aging in an aqueous medium, the sample did not change its shape and size; after drying, the shape and size did not change either.
Полная биорезорбция материала наблюдалась через 4 недели экспозиции в подопытном животном.Complete bioresorption of the material was observed after 4 weeks of exposure in the experimental animal.
Из приведенных данных следует, что введение нанофибрилл хитина повышает формоустойчивость композитного материала в сухом и влажном состоянии, что свидетельствует о стабилизации его структуры, сохранении сквозного характера пор, это способствует свободной миграции клеток, диффузии питательных веществ и газов во всем объеме материала. Высокая эластичность и достаточная прочность позволяют использовать предлагаемый материал в виде раневых покрытий и гемостатических тампонов. При этом, введение биорезорбируемого нанофибрилл хитина не вызывает токсического воздействия на окружающие клетки и ткани, материал подвергается полной биодеградации в течение нескольких недель.From the above data it follows that the introduction of chitin nanofibrils increases the shape stability of the composite material in the dry and wet state, which indicates the stabilization of its structure, preservation of the through nature of the pores, this contributes to the free migration of cells, diffusion of nutrients and gases in the entire volume of the material. High elasticity and sufficient strength allow the use of the proposed material in the form of wound dressings and hemostatic tampons. Moreover, the introduction of bioresorbable chitin nanofibrils does not cause toxic effects on surrounding cells and tissues, the material undergoes complete biodegradation within a few weeks.
Раскрытие способа и указанный полученный результат свидетельствуют о соответствии данного технического решения критериям изобретения: «новизна», «промышленная применимость» и «изобретательский уровень».The disclosure of the method and the specified obtained result indicate that this technical solution meets the criteria of the invention: "novelty", "industrial applicability" and "inventive step".
Claims (7)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2014127011/15A RU2568919C1 (en) | 2014-07-03 | 2014-07-03 | Method of producing biocompatible biodegradable porous composite material |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2014127011/15A RU2568919C1 (en) | 2014-07-03 | 2014-07-03 | Method of producing biocompatible biodegradable porous composite material |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2568919C1 true RU2568919C1 (en) | 2015-11-20 |
Family
ID=54598225
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2014127011/15A RU2568919C1 (en) | 2014-07-03 | 2014-07-03 | Method of producing biocompatible biodegradable porous composite material |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2568919C1 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2656502C1 (en) * | 2017-08-03 | 2018-06-05 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт металлургии и материаловедения им. А.А. Байкова Российской академии наук (ИМЕТ РАН) | Method for producing a biodegradable film based on chitosan and starch for medicine |
| RU2784190C1 (en) * | 2021-12-30 | 2022-11-23 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Южно-Уральский государственный университет (национальный исследовательский университет)" ФГАОУ ВО "ЮУрГУ (НИУ)" | Method for obtaining a polysaccharide composite material based on ultrasonic treatment |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2176525C2 (en) * | 1994-11-28 | 2001-12-10 | Дзе Гавермент оф Дзе Юнайтед Стэйтс, Эз Репрезентед Бай Дзе Секретари оф Дзе Арми | Surgical implant material or bandage material releasing medication preparation |
| RU2256601C1 (en) * | 2004-01-14 | 2005-07-20 | Институт синтетических полимерных материалов (ИСПМ) имени Н.С. Ениколопова Российской академии наук (РАН) | Nanocomposite and method of its production |
| RU2471824C1 (en) * | 2011-07-26 | 2013-01-10 | Учреждение Российской академии наук Институт высокомолекулярных соединений РАН | Biocompatible, biodegradable porous composite material and method of producing said material |
| RU2487701C2 (en) * | 2011-07-26 | 2013-07-20 | Общество с ограниченной ответственностью "Инмед" | Solution for preparing chitosan material, method for preparing haemostatic material of this solution (versions) and medical device with using chitosan fibres |
-
2014
- 2014-07-03 RU RU2014127011/15A patent/RU2568919C1/en not_active IP Right Cessation
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2176525C2 (en) * | 1994-11-28 | 2001-12-10 | Дзе Гавермент оф Дзе Юнайтед Стэйтс, Эз Репрезентед Бай Дзе Секретари оф Дзе Арми | Surgical implant material or bandage material releasing medication preparation |
| RU2256601C1 (en) * | 2004-01-14 | 2005-07-20 | Институт синтетических полимерных материалов (ИСПМ) имени Н.С. Ениколопова Российской академии наук (РАН) | Nanocomposite and method of its production |
| RU2471824C1 (en) * | 2011-07-26 | 2013-01-10 | Учреждение Российской академии наук Институт высокомолекулярных соединений РАН | Biocompatible, biodegradable porous composite material and method of producing said material |
| RU2487701C2 (en) * | 2011-07-26 | 2013-07-20 | Общество с ограниченной ответственностью "Инмед" | Solution for preparing chitosan material, method for preparing haemostatic material of this solution (versions) and medical device with using chitosan fibres |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2656502C1 (en) * | 2017-08-03 | 2018-06-05 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт металлургии и материаловедения им. А.А. Байкова Российской академии наук (ИМЕТ РАН) | Method for producing a biodegradable film based on chitosan and starch for medicine |
| RU2784190C1 (en) * | 2021-12-30 | 2022-11-23 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Южно-Уральский государственный университет (национальный исследовательский университет)" ФГАОУ ВО "ЮУрГУ (НИУ)" | Method for obtaining a polysaccharide composite material based on ultrasonic treatment |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Liang et al. | Mussel-inspired, antibacterial, conductive, antioxidant, injectable composite hydrogel wound dressing to promote the regeneration of infected skin | |
| Song et al. | A natural cordycepin/chitosan complex hydrogel with outstanding self-healable and wound healing properties | |
| Li et al. | Ultrafast in-situ forming halloysite nanotube-doped chitosan/oxidized dextran hydrogels for hemostasis and wound repair | |
| Laha et al. | In-vitro release study of hydrophobic drug using electrospun cross-linked gelatin nanofibers | |
| WO2017186168A1 (en) | Medical hydrogel composition, and medical hydrogel, preparation method therefor and application thereof | |
| Weng et al. | In vitro and in vivo evaluation of biodegradable embolic microspheres with tunable anticancer drug release | |
| JP6250591B2 (en) | Tissue dressing kit | |
| Yang et al. | Highly-toughened PVA/nanocellulose hydrogels with anti-oxidative and antibacterial properties triggered by lignin-Ag nanoparticles | |
| JP2009528437A (en) | Biodegradable foam | |
| US10046088B2 (en) | Nanoscale collagen particles and membranes | |
| CN109568641B (en) | Medical sealing adhesive capable of promoting wound healing and preparation method thereof | |
| Guan et al. | Injectable gelatin/oxidized dextran hydrogel loaded with apocynin for skin tissue regeneration | |
| CN109731127B (en) | Porous hemostatic sponge and preparation method thereof | |
| JP2015508403A (en) | Denatured collagen | |
| Li et al. | Multi-functional carboxymethyl chitosan/sericin protein/halloysite composite sponge with efficient antibacterial and hemostatic properties for accelerating wound healing | |
| Song et al. | Kaolin-loaded carboxymethyl chitosan/sodium alginate composite sponges for rapid hemostasis | |
| RU2471824C1 (en) | Biocompatible, biodegradable porous composite material and method of producing said material | |
| Jafari et al. | An injectable, self-healing, 3D printable, double network co-enzymatically crosslinked hydrogel using marine poly-and oligo-saccharides for wound healing application | |
| Du et al. | Investigation of the antibacterial properties of hyaluronic acid microneedles based on chitosan and MoS 2 | |
| RU2568919C1 (en) | Method of producing biocompatible biodegradable porous composite material | |
| CN114524950A (en) | Magnetic targeting hydrophobic drug carrier hydrogel and preparation method and application thereof | |
| Venkatesan et al. | Chitosan-based polysaccharide biomaterials | |
| CN115850733B (en) | Nanoclay hydrogel for injection and preparation method and application thereof | |
| CN107349464B (en) | Preparation method of novel medical hemostatic gel dressing | |
| CN108815560B (en) | Porous tissue plugging material, preparation method thereof and plugging product |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20180704 |