PL176486B1 - Biokompatybilny hydrożel - Google Patents

Abstract

Biokompatybilny hydrozel do umieszczania endoprotez poprzez wstrzykiwanie, zawie- rajacy usieciowany poliakryloamid otrzymywany na drodze polimeryzacji rodnikowej oraz wode wolna od cial pirogennych, znamienny tym, ze zawiera usieciowany poliakryloamid w ilosci od 3,5 do 6,0% wagowych w przeliczeniu na calkowita mase hydrozelu. ( 5 4 ) Biokompatybilny hydrozel PL

Description

Przedmiotem wynalazku jest biokompatybilny hydrożel do umieszczania endoprotez poprzez wstrzykiwanie, zawierający usieciowany poliakryloamid otrzymywany na drodze polimeryzacji rodnikowej oraz wodę wolną od ciał pirogennych.

Biokompatybilne hydrożele przeznaczone do zastosowań medycznych, mogą być stosowane w praktyce endoprotetycznej za pomocą domiejscowych wstrzykiwań w celu naprawienia korzystnie tych defektów ludzkiego ciała, które powstały w wyniku urazowych, wrodzonych lub spowodowanych wiekiem deformacji kształtów i rozmiarów albo powstały z powodu utraty stabilności kształtu niektórych organów składających się z tkanek miękkich.

Na przykład:

- w chirurgii plastycznej do korygowania kształtów i rozmiarów twarzy lub innych części ciała, a zwłaszcza w mammoplastyce (korzystnie w przypadku wrodzonego braku sutków lub niedorozwoju sutków),

- w seksuologii męskiej (w przypadku słabej erekcji) do polepszania potencji poprzez wstrzykiwanie elastycznego środka do gąbczastej tkanki naczyniowej penisa.

Zapotrzebowania dotyczące udoskonalania kształtu ciała oraz jego funkcjonowania, w wyżej wymienionych jak i w innych podobnych przypadkach, stały się powszechne, i często są one uzasadnione jedynie wolą pacjentów.

Dlatego też, tworzywa biokompatybilne dla wyżej wymienionych zastosowań powinny zaspokajać niektóre stale występujące potrzeby. Wśród tych najważniejszych potrzeb, są następujące:

- długotrwałe (korzystnie przez całe życie) stałe utrzymywanie się kształtów i wymiarów organu, w którym została umieszczona endoproteza bez względu na wiek, w jakim pacjent był operowany;

- minimalne występowanie urazów oraz możliwie jak najkrótsze wprowadzanie tworzywa biokompatybilnego, zwłaszcza w przypadku stosowania dużych dawek (do 1000 ml).

Dlatego też, aby sprostać powyższym wymaganiom uznano, że należy praktycznie zastosować biokompatybilne tworzywa żelujące.

Obecnie, minimalne występowanie urazów i możliwie najkrótsze wprowadzanie biokompatybilnego tworzywa, brak kancerogenności oraz stwierdzone minimalne reakcje alergiczne, uzyskuje się poprzez zastosowanie wodnego roztworu kolagenu bydlęcego, który jest produktem wysoce rafinowanym i częściowo depolimeryzowanym, przekształconym w elastyczny hydrożel mechanicznie trwały w temperaturze poniżej 37°C, który wstrzykuje się do organu leczonego pod względem kształtów lub wymiarów (patrz: Ford Ch., Martin D. M., Warner Th. F. Injectable collagen in laryngeal rehabilitation) (LARYNGOSCOPE, 1984, 94, pp. 513-518).

Jednakże kolagen, będąc białkiem, może zostać w stosunkowo krótkim czasie (mniej niż pół roku) całkowicie zresorbowany w ciele pacjenta.

Dlatego też, kolagen jest odpowiedni do zastosowań w praktyce endoprotetycznej, zwłaszcza w przypadkach, gdy możliwe jest zastąpienie endoprotezy przez sąsiadujące z nią tkanki, lub gdy pacjent, zgodnie z medycznymi wskazaniami, potrzebuje właśnie endoprotezy czasowej.

176 486

Z powodu jego zdolności resorbcyjnych oraz migracji zarówno wewnątrzkomórkowej jak i międzytkankowej, jak również tego, że jest on podatny na działanie enzymów, roztwór kolagenu bydlęcego praktycznie nie nadaje się do stosowania jako tworzywo na endoprotezy długotrwałe.

Rozważając powyższe, bardziej korzystnymi są żelujące tworzywa biokompatybilne oparte na syntetycznych polimerach.

Znane jest zastosowanie w praktyce endoprotetycznej żelujących biokompatybilnych tworzyw w postaci hydrofitowych estrów poliglikoli i kwasu metakrylowego (Kresa L., Rems T., Wichterle O. Hydrogel implant in vocal cord // Otolaryngol. Head Neck Surg. - 1988, V. 98, No 3, pp. 242-245).

Wymagana dawka takiego suchego tworzywa jest wszczepiana przez rozcięcie w okolicy wymagającej kosmetycznego lub funkcjonalnego leczenia, po czym rana operacyjna jest zaszywana. Następnie tworzywo pęcznieje wskutek absorpcji wody z sąsiadujących tkanek, zapewniając w ten sposób miejscowe zwiększenie objętości korygowanego organu.

To powyższe biokompatybilne tworzywo charakteryzuje się wysoką stabilnością biochemiczną.

Jednakże, podczas jego zastosowania, trwały efekt leczniczy uzyskiwany jest kosztem chirurgicznych interwencji powodujących uraz, któremu towarzyszą obrzęki i aseptyczne zapalenia.

Z polskiego opisu patentowego nr 164 814 znany jest kopolimer oparty na poliakryloamidzie z dodatkiem kwasu akrylowego lub jego pochodnych oraz butadienu, przeznaczony głównie dla zastosowań niemedycznych jako środek żelujący charakteryzujący się wysoką zdolnością pochłaniania wody. Jedyne zastosowanie medyczne tego środka żelującego dotyczy absorbowania płynów fizjologicznych. Opisany kopolimer nie nadaje się na endoprotezy umieszczane poprzez wstrzykiwanie.

Znany jest również projekt Daytona ujawniony w amerykańskim opisie patentowym nr 5,344,451 dotyczący rekonstrukcyjnych implantów chirurgicznych nadających się do wszczepiania ludziom. Implant taki składa się z dwóch podstawowych elementów, które stanowi uszczelniona koperta protetyczna i wypełniające ją biokompatybilne lepkosprężyste tworzywo. Wymienioną kopertą jest mocna struktura utworzona z tworzyw elastomerycznych zawierających hydrożele, które są wulkanizowane lub utwardzane w temperaturze pokojowej lub podwyższonej. Stosowane do wypełniania tej koperty biokompatybilne lepkosprężyste tworzywo zawiera między innymi usieciowane lub nieusieciowane postaci poliakryloamidu i inne sztuczne i/lub naturalne żele, które wykazują własności lepkosprężyste. Zatem generalnie ujawnienie to dotyczy rekonstrukcyjnych implantów chirurgicznych do stosowania jako wstępnie ukształtowane protezy nadające się do wszczepiania na drodze operacji chirurgicznej, tj. poprzez cięcie. Nie istnieją obecnie żadne dostępne środki do umieszczania takich implantów bez konieczności dokonania cięcia.

Dlatego też, najbardziej obiecującym dla praktyki endoprotetycznej jak też i innych zastosowań są dostępne w handlu, ciekłe, biokompatybilne tworzywa żelujące, które nadają się do wstrzykiwania.

Przykładem biokompatybilnego tworzywa żelującego może być roztwór zawierający nierozpuszczalne w wodzie polimery, a wśród nich nieusieciowane polimery akrylonitrylowe lub ich kopolimery, polioctan winylu, liniowy lub niskorozgałęziony polimer lub kopolimer 2-hydroksyetyloakrylanowy i metyloakrylanowy, poli-n-winyloiminokarbonylowy i dimetylosulfooksydowy, oraz inne mające zdolność łatwego mieszania się z wodą polarne rozpuszczalniki organiczne (Stoy V., Chvapil M., US Patent No. 4.631.188: 1986). Przy otrzymywaniu kopolimerów, dodatkowo można zastosować monomery, takie jak akryloamid łącznie z N-podstawionym, akrylohydrazyd łącznie z N-podstawionym, kwas akrylowy lub akrylany, glutaroimid i sulfon winylu; oraz polarne, mające zdolność łatwego mieszania się z wodą rozpuszczalniki, którymi mogą być gliceryna i jej mono- lub dioctany, metanol, etanol, propanol i izopropanol, dimetyloformamid, glikole i inne odpowiednie rozpuszczalniki.

Tworzywo to jest wysoce skuteczne w leczeniu mniejszych kosmetycznych lub funkcjonalnych defektów, a zwłaszcza ust i innych części twarzy.

Jednak, przy korygowaniu kształtów i rozmiarów piersi za pomocą endoprotez, może być potrzebne do 1 litra tego tworzywa. W takich przypadkach, ilość organicznego rozpuszczalnika, wstrzykiwanego razem z żelującym polimerem, zasadniczo przekracza dopuszczalne fizjologicznie minimum powodując rumień oraz, w niektórych przypadkach, szok alergiczny. Również, z powodu liniowej struktury zastosowanego polimeru żelującego, zauważa się, że endoprotezy posiadają niską stabilność kształtu, czyli im większa jest objętość protezy, tym gorsza jest jej jakość.

Z tego powodu najkorzystniejsze są dostępne w handlu hydrożele, które nie zawierają żadnych alergenów.

Wśród nich, znajduje się ujawniony przez Pavlyka w radzieckim świadectwie autorskim nr 1,697,756 biokompatybilny hydrożel zawierający 3,0% wagowych polimeru opartego na nieusieciowanym wysokocząsteczkowym poliakryloamidzie wyprodukowany przy zastosowaniu inicjatora polimeryzacji w obecności swobodnych rodników (zwłaszcza nadsiarczanu amonowego) w środowisku dyspersji takim jak podwójnie destylowana woda wolna od ciał pirogennych.

Hydrożel ten jest rzeczywiście całkowicie biokompatybilny z tkankami i płynami ludzkimi we wszystkich powyższych aspektach i dlatego, może być on stosowany w znacznych (do 1 litra) ilościach, nie powodując żadnych widocznych negatywnych biochemicznych ani biologicznych późniejszych skutków. W okolicy wstrzyknięcia tworzy on strukturę łatwo penetrowaną nie tylko przez wodę, jony, tlen, lecz również przez niskocząsteczkowe produkty metabolizmu. Implanty hydrożelowe ze stosunkowo dużą prędkością (w ciągu 5-6 miesięcy) ulegają atakowi ze strony młodych, włóknistych tkanek biorcy.

Jednak hydrożel ten posiada niską lepkość i stąd, niską elastyczność oraz wysoką mobilność. Woda zawarta w tym hydrożelu jest luźno związana z makrocząsteczkami poliakryloamidu i jest łatwo usuwana z implantów, co powoduje widoczne ich kurczenie się oraz znaczne zmniejszanie kosmetycznego lub leczniczego efektu. Jest to przyczyną tego, że w przypadku umieszczenia obszernych (np. wewnątrz piersiowych) endoprotez, implanty wykazują tym niższą odporność na zewnętrzną deformację i kurczenie się, im większa jest ich początkowa objętość.

Zatem z powodu wysokiej płynności, hydrożel ten posiada małą skuteczność, i zasadniczo nie nadaje się do stosowania jako obszerne endoprotezy umieszczane poprzez wstrzykiwanie.

Stąd też, podjęto prace nad opracowaniem biokompatybilnego hydrożelu, który poprzez udoskonalenie kompozycji poliakryloamidowej, mógłby zapewnić elastyczność, zachowanie kształtu, oraz stabilność dużych implantów oraz zapewnić lepsze lecznicze i kosmetyczne rezultaty w zastosowaniach endoprotetycznych.

Według wynalazku biokompatybilny hydrożel do umieszczania endoprotez poprzez wstrzykiwanie, zawierający usieciowany poliakryloamid otrzymywany na drodze polimeryzacji rodnikowej oraz wodę wolną od ciał pirogennych, charakteryzuje się tym, że zawiera usieciowany poliakryloamid w ilości od 3,5 do 6,0% wagowych w przeliczeniu na całkowitą masę hydrożelu.

Biokompatybilny hydrożel według wynalazku zawiera polimer na bazie akryloamidu wyprodukowanego przy zastosowaniu inicjatora rodnikowej polimeryzacji w wodzie wolnej od ciał pirogennych użytej jako środowisko dyspersji. Polimerem tym jest usieciowany poliakryloamid wyprodukowany przy zastosowaniu biokompatybilnego czynnika sieciującego.

Będąc przepuszczalnym dla wody, jonów, tlenu oraz niskocząsteczkowych produktów metabolizmu, jak również nadając się do zastosowania na drodze wstrzykiwania, hydrożel według wynalazku posiada bardziej regularną oraz lepiej wiążącą wodę strukturę, i dzięki temu jest odpowiedni do wytwarzania obszernych, wysoce elastycznych i utrzymujących kształt implantów (np. wewnątrzpiersiowe endoprotezy oraz pręciki wspierające umieszczone w gąbczastej tkance naczyniowej penisa), które są z niezwykle małą prędkością (miesiące do lat) naruszane przez miękkie, wysoce unaczynione tkanki sąsiadujące. Dzięki wyżej opisanym korzyściom strukturalnym, biochemicznym, anatomicznym oraz fizjologicznym, istnieje również istotny efekt kosmetyczny i/lub leczniczy, jak również wzrost trwałości endoprotez.

Biokompatybilny hydrożel według wynalazku zawiera usieciowany poliakryloamid wyprodukowany korzystnie przy zastosowaniu metyleno-bis-akryloamidu jako czynnika sieciującego, oraz mieszanki nadsiarczanu amonowego i tetrametylenodiaminy jako inicjatora

176 486 polimeryzacji. Metylenobis-akryloamid jest analogiczny do podstawowego monomeru, tj. akryloamidu, zarówno pod względem jego składu jak i biokompatybilności, podczas gdy zastosowanie wyżej wymienionej mieszanki inicjatorów polimeryzacji jest korzystne dla wyraźnie regularnego usieciowania makrocząstek łańcucha poliakryloamidu tworząc elastyczne przestrzenne usieciowanie nadającego się do wstrzykiwania hydrożelu.

Biokompatybilny hydrożel zawiera od 3,5 do 6,0% wagowych wymienionego usieciowanego poliakryloamidu. Taki zakres stężeń zapewnia maksymalny leczniczy lub kosmetyczny efekt w praktyce wstrzykiwania endoprotez lub tamponowania. Stężenia poniżej 3,5% czynią ten hydrożel niestabilnym i może on znaleźć zastosowanie jedynie jako baza maści medycznych lub elektroprzewodzącego środowiska zanurzeniowego dla kardio- lub encefalografii, podczas gdy stężenia wyższe niż 6,0% zmniejszają płynność hydrożelu praktycznie do zera, i mogą być stosowane, w niektórych przypadkach, do wytwarzania stosunkowo twardych, utrzymujących kształt, wstępnie odlanych endoprotez, które wymagają ingerencji chirurgicznej dla zapewnienia dostępu do miejsca umieszczenia takiej protezy.

Poniżej ujawniono wynalazek bardziej szczegółowo poprzez:

- opis początkowych reagentów, sposobu wytwarzania nowego biokompatybilnego hydrożelu, przykładów realizacji tego sposobu, oraz wyników testów laboratoryjnych przeprowadzonych dla tego hydrożelu;

- przykłady preparatów tego biokompatybilnego hydrożelu;

- opis sposobów i rezultatów chemicznych, biochemicznych oraz medycznych badań nowego biokompatybilnego hydrożelu;

- opis metod korygowania kosmetycznych i funkcjonalnych defektów ciała ludzkiego za pomocą docelowych wstrzykiwań nowego biokompatybilnego hydrożelu; oraz

- informacje dotyczące jego praktycznego zastosowania.

W celu przygotowania nowego biokompatybilnego hydrożelu zastosowano reagenty przedstawione w tabeli 1.

Tabela 1

Reagenty do przygotowania nowego biokompatybilnego hydrożelu

Reagent oraz wzór empiryczny	Zużycie na 100 g hydrożelu, g	Sterowalność, jednostki i granice
Akryloamid C3H5NO	3,5 - 9,0	Temperatura topnienia °C, 84,5 ± 0,5 Gęstość, g/cm3, 1,122 Podstawowy składnik, % wagowe, nie mniej niż 98
Metyleno-bis-akryloamid C5H10N2O2	0,01 - 1,00	Temperatura topnienia °C, 184,5 ±1,0 Podstawowy składnik, % wagowe, nie mniej niż 96
TMED - tetrametyloetylenodiamina C6H16N2	0,001 - 1,00	Gęstość, g/cm3,0,78 Podstawowy składnik, % wagowe, nie mniej niż 98
Nadsiarczan amonowy (NH4)2S208	0,001 - 1,00	Gęstość, g/cm3, 1,98 Temperatura rozkładu °C, 120 Podstawowy składnik, % wagowe, nie mniej niż 98
Podwójnie destylowana apirogenna woda	zrównoważone	Współczynnik refrakcji 1,3329

Oprócz podwójnie destylowanej wody, w doświadczeniach użyto reagentów dostępnych na rynku oznaczonych znakiem towarowym REANAL (Węgry), a mianowicie: akryloamid i metyleno-bis-akryloamid w postaci białych kryształów, tetrametylenoetylenodiaminajako biała oleista ciecz oraz nadsiarczan amonowy w postaci bezbarwnych kryształów.

Zwykle, nowy biokompatybilny hydrożel otrzymuje się według następującego sposobu:

W aseptycznych warunkach laboratoryjnych, w sterylnym szklanym naczyniu umieszcza się wyliczone ilości akryloamidu, rozcieńczonego wodnego roztworu czynnika sieciującego (metylo-bis-akryloamid) oraz inicjatorów polimeryzacji (nadsiarczan amonowy i TMED). Re6 agenty te starannie miesza się, a następnie rozcieńcza wodą (ewentualnie roztworem fizjologicznym, ewentualnie innym rozcieńczonym wodnym roztworem fizjologicznie neutralnej soli, np. octanu sodowego); po czym filtruje się mieszaninę i filtrat pozostawia się do odstania do momentu, gdy uzyska się hydrożel usieciowanego poliakryloamidu (oznaczanego CL PAA).

Otrzymany hydrożel CL PAA bada się pod względem następujących własności: ocena wizualna (hydrożel powinien być przezroczysty, bezbarwny, bez żadnych zanieczyszczeń); współczynnik refrakcji (powinien być w przedziale od 1,334 do 1,350);

pH (powinien być w przedziale 7,0 - 9,0);

zawartość metali ciężkich (powinna być nie mniejsza niż 0,001% wagowego), oraz sterylność.

Niniejszy wynalazek będzie lepiej rozumiany po przeczytaniu następujących przykładów.

Przykład 1. Otrzymywanie biokompatybilnego hydrożelu o niskim stężeniu

W szklanym naczyniu o pojemności 1 l wymieszano 20,3 g akryloamidu, 8,7 ml 2% wodnego roztworu metylo-bis-akryloamidu, 7,5 ml 1% wodnego roztworu TMED, oraz 15 ml 4% wodnego roztworu nadsiarczanu amonowego. Następnie dodano wody w celu uzyskania całkowitej objętości wynoszącej 580 ml, mieszaninę przefiltrowano przez filtr szklany i filtrat pozostawiono do odstania przez co najmniej 20 minut aż do utworzenia się 3,5% hydrożelu CL PAA.

Przykład 2. Otrzymywanie biokompatybilnego hydrożelu o wysokim stężeniu

W szklanym naczyniu o pojemności 1 l wymieszano 34,2 g akryloamidu, 60 ml 1% wodnego roztworu metylo-bis-akryloamidu, 6 ml 1% wodnego roztworu TMED, oraz 25 ml 0,48% wodnego roztworu nadsiarczanu amonowego. Następnie dodano wody w celu uzyskania całkowitej objętości wynoszącej 380 ml, mieszaninę przefiltrowano przez filtr szklany i filtrat pozostawiono do odstania przez co najmniej 20 minut aż do utworzenia się 9% hydrożelu CL PAA.

Przykład 3. Otrzymywanie biokompatybilnego hydrożelu o średnim stężeniu

W szklanym naczyniu o pojemności 11 wymieszano 24 g akryloamidu, 50 ml 1% wodnego roztworu metylo-bis-akryloamidu, 25 ml 1% wodnego roztworu TMED, oraz 50 ml 1,3% wodnego roztworu nadsiarczanu amonowego. Następnie dodano wody w celu uzyskania całkowitej objętości wynoszącej 350 ml, mieszaninę przefiltrowano przez filtr szklany i filtrat pozostawiono do odstania przez co najmniej 20 minut aż do utworzenia się 5% hydrożelu CL PAA.

Przykład 4. Otrzymywanie elektroprzewodzącego biokompatybilnego hydrożelu o niskim stężeniu

Przygotowano hydrożel CL PAA sposobem według przykładu 1, z tym, że zamiast wody użyto roztworu soli fizjologicznej.

Przykład 5. Otrzymywanie elektroprzewodzącego biokompatybilnego hydrożelu o wysokim stężeniu

Przygotowano hydrożel CL PAA sposobem według przykładu 2, z tym, że zamiast wody użyto 9% wodny roztwór octanu sodowego.

W doświadczeniach zastosowano preparaty biokompatybilnego hydrożelu (oznaczanego BCH) usieciowanego poliakryloamidu (oznaczanego CL PAA) przedstawione w tabeli 2.

Tabela 2

Przykłady poszczególnych preparatów nowego biokompatybilnego hydrożelu CL PAA

Składniki	Preparaty i stężenia, % wagowe
BCH1	BCH2	BCH3	BCH4	BCH5	BCH6	BCH7	BCH8	BCH9
CL PAA	3,0	3,5	6,0	9,0	9,5	4,0	7,0	5,0	8,0
Chlorek Na	-	-	-	-	-	-	-	0,9	0,9
Octan Na	-	-	-	-	-	0,9	0,9	-	-
Woda	zrównoważone

Jak widać w tabeli 2, preparaty BCH2, BCH3 i BCH4, BCH6, BCH7, BCH8 i BCH9 mają korzystne stężenia hydrożelu CL PAA, preparaty BCH2 i BCH4 mają stężenia porównywalne

176 486 do granicznych korzystnych stężeń CL PAA w hydrożelu, podczas gdy wszystkie pozostałe preparaty wykazują stężenia pośrednie, a więc są najkorzystniejsze. W przeciwieństwie do tego, preparatu BCH1 i BCH5 reprezentują te stężenia CL PAA w hydrożelu, które są przydatne jedynie w bardzo ograniczonej ilości zastosowań.

Badania laboratoryjne nowego hydrożelu przeprowadzono pod kątem jego własności chemicznych, biochemicznych, medycznych oraz biologicznych. Badania te nie były ściśle ograniczone i zasadniczo były oparte na tradycyjnych metodach i technikach.

Zatem, suchą pozostałość badano w celu tradycyjnego oznaczenia dokładnego stężenia substancji w rzeczywistym lub koloidalnym roztworze.

Następnie suchą pozostałość badano zgodnie z ZSSR Krajowym Standardem GOST 15.013-86 Medical devices według techniki ustalonej w praktycznym przewodniku zatytułowanym Metody analiza akrilatov i metakrilatov, M.: HIMIA, 1972 (Methods of analysis of acrylates and methakrylates, wydawnictwo KHIMIA, Moskwa), 1972.

Zwykle dokładne stężenie CL PAA w hydrożelu określa się z suchej pozostałości. Metoda ta obejmuje ważenie próbki hydrożelu i suszenie jej do uzyskania stałej masy (przez około 20 minut w temperaturze 35°C i pod szczątkowym ciśnieniem wynoszącym od 1,6-2 kPa), po czym tradycyjnie wylicza się stężenie procentowe CL PAA w hydrożelu.

Metodę taką zastosowano do mierzenia stabilności chemicznej nowego hydrożelu.

W końcu otrzymano hydrożel zawierający stosunkowo luźno usieciowany (poprzez wprowadzenie 0,25% wagowych metyleno-bis-akryloamidu w stosunku do akryloamidu) CL PAA o wyliczonym stężeniu wynoszącym około 5%.

Po pięć próbek takiego hydrożelu o objętości 20 ml każda, poddano czterem kolejnym testom:

Test 1. Próbki zważono i wysuszono w temperaturze 35°C i pod szczątkowym ciśnieniem wynoszącym 1,6-2 kPa, aż do uzyskania stałej masy (przez około 2 godziny);

Test 2. Próbki zważono, zanurzono w dwukrotnie destylowanej wodzie, gotowano przez 15 minut, i wysuszono jak powyżej;

Test 3. Próbki zważono, zanurzono w dwukrotnie destylowanej wodzie, podnosząc poziom do 200 ml w każdym przypadku, moczono w wodzie przez 7 dni, zmieniając wodę każdego dnia, i wysuszono jak powyżej;

Test4. Próbki zważono, moczono w wodzie przez 7 dni jak w teście 3, gotowano przez 15 minut jak w teście 3, i wysuszono jak powyżej;

Wyliczono stężenie procentowe polimeru w całkowitej masie hydrożelu dla wszystkich próbek stosując tradycyjne metody.

Wyniki zestawiono w tabeli 3.

Tabela 3

Ustalanie stabilności chemicznej na podstawie suchej pozostałości nowego biokompatybilnego hydrożelu CL PAA

Testy	Średnia masa próbki, g. (± oznacza odchylenie standardowe)
Przed obróbką	Po obróbce
1	20,84±0,96	0,983±0,0048
2	20,15±0,87	0,951*0,0076
3	20,65±0,83	0,923+0,0065
4	20,41±0,63	0,913±0,0095

Jak widać z tabeli 3, nawet moczenie i następujące po nim gotowanie nie powodowały żadnych uszkodzeń CL PAA w hydrożelu, co wskazuje, że może być on termicznie sterylizowany (wtedy, gdy zachodzi taka potrzeba), i że posiada on cechy stabilności pomimo luźnego usieciowania.

176 486

Następnie badano akryloamid na jego zdolność migracji do biotkanek od właściwości stabilności bazy hydrożelu (CL PAA) według wynalazku w środowisku wodny zgodnie z Rukowodziaszczije metodiczieskiej materiały po toksikologogigieniczieskim issliedowaniem polimiemych matierialov i izdzielij dlaendoprotierizowanija Ministerstwa zdrawoochranienija SSSR, 1987, s. 18-25 (Guidance on toxicological and hygienic examiantion of polimeric materials and devices for endoprostheses, Ministry of Public Health of USSR, 1987, p. 18-25).

Zdolność tę określano za pomocą HPLC (wysoko wydajnej chromatografii ciekłej) obejmującej detekcję absorpcji promieniowania UV w zakresie 190-210 nm, która jest typowa dla tego monomeru, stosując chromatograf LIQUOCHROM (Węgry).

W końcu, uzyskano ekstrakt z nowego hydrożelu poprzez moczenie jego próbek przez 14 i 30 dni w temperaturze 40°C przy stosunku 100 ml ekstrahenta (dwukrotnie destylowana woda) do 1 ml hydrożelu. Próbki dla HPLC przygotowano poprzez suszenie 5 ml podwielokrotności tego ekstraktu w temperaturze pokojowej i pod ciśnieniem resztkowym wynoszącym 1,6-2 kPa oraz przemywanie jego pozostałości z prędkością 0,2 ml/min. 2 ml mieszaniny o stosunku 1:1 wody i metanolu w kolumnie o długości 150 mm i średnicy 4 mm wypełnionej sorbentem Separon C18. 20 mikrolitrów tak uzyskanego eluatu umieszczono w pętli wtryskiwacza.

Minimalne stężenie akryloamidu wykryte za pomocą HPLC wynosiło 0,000001 mg/l, podczas gdy maksymalne dopuszczalne stężenie akryloamidu w ekstraktach wodnych uzyskanych z tworzywa do implantów wynosi 0,02 mg/l.

Nie wykryto akryloamidu za pomocą HPLC w ekstraktach wodnych hydrożelu otrzymywanego opisanym sposobem, co wskazuje, że ogólnie zarówno CL PAA jak i biokompatybilny hydrożel według wynalazku są stabilne chemicznie.

Pod względem własności medycznych i biologicznych, próbki hydrożeli CL PAA otrzymanych opisanym sposobem testowano w warunkach laboratoryjnych na:

działanie biochemiczne i hemolityczne, działanie embriotoksyczne, działanie mutogenne, oraz działanie karcenogenne.

Działanie biochemiczne i hemolityczne hydrożeli CL PAA ustalano na podstawie zmian składu chemicznego osocza oraz składu komórek krwi u szczurów albinosów płci męskiej linii Wistar o masie ciała wynoszącej 300-350 g dla grup testowanych i grup kontrolnych wynoszących po 16 zwierząt w każdej.

Przed doświadczeniem, każdemu z uśpionych szczurów z grupy testowanej wstrzyknięto śródotrzewnowo dawkę 5 ml hydrożelu według wynalazku.

Szczury karmiono jak zwykle.

Po dwóch tygodniach, od szczurów pobrano próbki krwi i stosując analizator biochemiczny KORNING (Szwecja) badano je na zawartości jonów Na, K, Ca and Cl; mocznika, azotu mocznika krwi oraz kwasu moczowego; keratyniny oraz enzymów (amylazy, fasfatazy alkalicznej, alanino- i aspargino-aminotransferazy - oznaczonych tu AlAT i AsAT odpowiednio, laktodehydrogenazy - oznaczonej tu LDG, oraz fosfokineazy keratyniny). W tym przypadku, zawartości potasu i mocznika określano stosując biotest LACHEMA (Republika Czeska). Wyniki zestawiono w tabeli 4.

Tabela 4

Wpływ implantów z biokompatybilnego hydrożelu CL PAA na skład biochemiczny osocza krwi u szczurów

Właściwości biochemiczne oraz ich jednostki	Wyniki badań
kontrolne	testowane
1	2	3
Sód, mmol/1	151	148
Potas, mmo/1	8,20	6,82
Wapń, mmol/1	0,97	0,90
Chlorki, mmolń	97,5	102,1

176 486 cd tabeli 4

1	2	3
Mocznik, mmol!	4,8	4,8
Azot mocznika krwi, mmoI/1	2,2	2,2
Keratymna, mmo/1	0,05	0,05
Amylaza, mg%	89,1	83,33
Fosfataza alkaliczna, mmo/1	84,5	55,9
AsAT, mmoli	133	130
A1AT, mmol1	41	51,7
LDG (całkowita), mmoli	217	189
Fosfokineaza kreatyniny, jednostki	5960	5685
Kwas moczowy, mmo/1	0,14	0,10

Jak widać z tabeli 4, zwłaszcza na podstawie właściwości wymiany jonowej wykazane jest, że nie zachodzi naruszanie błon komórkowych. Działanie ATPazy jest również w normie.

Stabilność właściwości wymiany azotu wykazuje normalny metabolizm obejmujący wymianę puryny oraz, wraz ze stabilnością kreatyniny, stabilność funkcjonalną układu moczowopłciowego przy obecności CL PAA w ciele ludzkim.

Normalne działanie A1AT oraz AsAT dowodzi stabilności hepatocytów (komórek wątrobowych) oraz prawidłowego stanu skurczy serca które, sądząc z normalnego działania fosfokinazy kreatyniny, nie podlega znacznym przeciążeniom.

Wystarczające działanie fosfatazy alkalicznej stanowi dowód, że nie pojawiają się żadne stany zapalne w śródbłonku przewodów żółciowych.

Ilości komórek krwi u tych samych szczurów przedstawiono w tabeli 5.

Tabela 5

Wpływ implantów z biokompatybilnego hydrożelu CL PAA na skład krwi u szczurów

Właściwości składu komórek krwi oraz ich jednostki	Wyniki pomiarów
kontrolne	testowane
Leukocyty, tys./mcl	3,5±0,2	5,4
Erytrocyty, mln/mcl	6,86+0,43	'7,02±0,31
Hemoglobina, g/l	125±12	139±9
Hematokryt, %	35,0±1,5	36,5±1,3
Średnia średnica erytrocytów, nm	51,0±0,2	52,0±1,5
Przeciętna zawartość hemoglobiny w erytrocycie, pg	35,7±0,3	38,1±0,5
Trombocyty, pg	992±12	694±50
Średnia średnica trombocytów, nm	8±1,5	14,25±1,6

Jak widać z tabeli 5, leukocyty w doświadczeniu nieznacznie przewyższają ilość

4,5 x 1000 na cm³, podczas gdy erytrocyty i hemoglobina w erytrocytach wskazują na normalne utlenienie krwi. Co się tyczy hematokrytu, to można uznać, że równowaga płyn-i-elektrolit jest w przybliżeniu normalna.

Dane uzyskane pośrednio wskazują, że stabilność biochemiczna oraz biokompatybilność CL PAA jako takiego, są wyraźnie do zaakceptowania.

Działanie embriotoksyczne hydrożeli CL PAA określono według Rukowodziaszczyje metodiczeskije materijaly po ekspierimentalnomu i kliniczieskomu izuczeniju novych liekarstviennych sriedstv, M.: MZ SSSR, 1975, s. 42-48 (Guidance on experimental and clinical studies of novel drugs, Moskwa, Ministry of Public Helth of USSR, 1975, p. 42-48) oraz Rukowodziaszczije metodiczeskije materijaly po ekspierimientalnomu i kliniczieskomu izuczeniju novych liekarstviennych sriedstv, M.: Mz SSSR, 1987 (Guidance on experimental and clinical studies of novel drugs, Moskwa, Ministry of Public Helth of USSR, 1987).

176 486

W doświadczeniu użyto trzy grupy szczurów albinosów mieszańców płci żeńskiej o masie ciała wynoszącej 180-200 g, każda z grup liczyła po 16 zwierząt.

Szczury w pierwszej grupie zaszczepiono śródotrzewnowo za pomocą 2 ml nowego 5% hydrożelu, grupa ta miała parzyć się za tydzień.

Szczury w drugiej grupie zaszczepiono śródotrzewnowo również za pomocą 2 ml nowego 5% hydrożelu trzeciego dnia ciąży.

Trzecią grupę stanowiły ciężarne szczury nienaruszone.

Dwa szczury w pierwszej grupie nie zaszły w ciążę. 14 szczurów w pierwszej grupie oraz wszystkie 16 szczurów w drugiej i trzeciej grupie urodziły normalne zdrowe potomstwo, co dowodzi, że nowy hydrożel nie jest embriotoksyczny.

Działanie mutagenne hydrożelów CL PAA badano według przewodnika wydanego przez Radzieckie Ministerstwo Zdrowia Ocenka mutagennoj aktivnosti himiczieskich wieszcziestv mikrojadzemym mietodom (Evaluation mutagenic activity of chemicals by micronucleous method Moscow, 1984,14 pages), na retikulocytach szpiku kostnego pobranego z myszy (obu płci) linii C3H1 w wieku dwóch miesięcy w dwóch grupach po 10 zwierząt w każdej.

Zwierzęta doświadczalne zaszczepiono za pomocą 0,01% w stosunku do masy ciała 30 dniowego ekstraktu uzyskanego w temperaturze 40°C i przy stosunku wynoszącym 100 ml ekstraktantu na 1 g żelu z 9% hydrożelu CL PAA.

Po 24 godzinach doświadczalne i nienaruszone myszy zabito poprzez naruszenie rdzenia kręgowego. Następnie tradycyjnie przygotowano rozmazy ze szpiku udowego rozcieńczone za pomocą surowicy świeżej nie stabilizowanej krwi ludzkiej posiadającej grupę AB (IV), w celu następnego zabarwienia ich odczynnikiem Pappenheima.

Pod mikroskopem policzono w rozmazach retikulocyty posiadające małe jądra komórkowe. Nie odkryto różnic w retikulocytach liczonych w rozmazach szpiku zarówno u myszy doświadczalnych jak i nienaruszonych na 20 polach wizualnych zawierający po 1000 komórek każde, które przekraczałyby 2,3%. Udowodniono zatem, że hydrożel CL PAA nie ma żadnego wpływu mutagennego.

Działanie kancerogenne hydrożelu CL PAA oznaczano za pomocą immunodetekcji niedostępnych antygenów towarzyszących nowotworom.

Pomiar tego rodzaju obejmuje określanie mobilności elektroforetycznej (oznaczanej tu EPM) stabilizowanych i traktowanych taniną erytrocytów, które są uczulone na antygen towarzyszący nowotworowi mięśniakomięsakowi prążkowanemu oraz, dodatkowo, na niedostępny embrionalny antygen, później będący indykatorem postępującego wzrostu guza (nowotworu), jeśli test EPM będzie miał wynik dodatni. Zwykle, testy EPM uważa się za pozytywne, jeśli mobilność elektroforetyczna indykatorów komórkowych zmniejsza się o 20% lub bardziej.

W doświadczeniu użyto 12 nie liniowych szczurów albinosów płci męskiej o masie ciała wynoszącej 180-220 g, tworząc grupę testowaną i grupę kontrolną, każda z nich obejmująca po 6 zwierząt.

Szczurom w grupie testowanej wszczepiono pod miejscowym znieczuleniem po 4 ml 6% hydrożelu CL PAA do mięśnia udowego.

Następnie, szczurzy z obu grup utrzymywano na ich zwykłej diecie przez kolejne 18 miesięcy. Po czym, z próbek krwi wszystkich zwierząt upuszczonych z żyły ogonowej wyizolowano erytrocyty i uczulono je za pomocą wyżej wymienionych antygenów w celu dalszego przeprowadzenia testów EPM.

Zaobserwowano następujące zmniejszenie EPM dla uczulonych erytrocytów w porównaniu z tymi, które nie zostały uczulone:

4,17 ± 1,58% dla antygenu mięśniakomięsaka prążkowanego oraz 1,67 ± 0,95% dla niedostępnego antygenu embrionalnego dla zwierząt testowanych, oraz

1,50 ± 0,62% dla antygenu mięśniakomięsaka prążkowanego oraz 1,83 ± 1,28% dla niedostępnego antygenu embrionalnego dla zwierząt w grupie kontrolnej.

Stąd, test EPM okazał się być negatywnym dla szczurów z obu grup, co wskazuje na fakt, że nowy hydrożel CL PAA nie przejawia działania kancerogennego.

Bardziej szczegółowe medyczne i biologiczne badania zdolności do stosowania nowego biokompatybilnego hydrożelu CL PAA w praktyce endoprotetycznej oraz w tamponowaniu przeprowadzono na psach mieszańcach płci męskiej o masie ciała wynoszącej od 25 do 30 kg w wieku od trzech do czterech lat. Psy te zostały poddane testowi umieszczenia endoprotezy, w warunkach sterylnych, po uprzedniej dezynfekcji skóry pokrywającej penis za pomocą 10% jodyny i pod miejscowym znieczuleniem, wśród których:

psom, podskórnie, jednokrotnie wszczepiono 5 ml 3,5% hydrożelu CL PAA; również 6 psom, śródpowięziowo, bez penetracji pod błonę białawą, wszczepiono 9% hydrożel CL PAA w trzech segmentach wzdłuż penisa po jego przeciwległych stronach w ilościach do 1,5 ml na jeden segment, tak aby całkowicie wszczepić 8,0 ml, oraz pozostałym 6 psom, śródotrzewnowo, przy penetracji pod błonę białawą i głównie do beleczki jamy cielesnej lecz bez naruszenia cewki moczowej, wszczepiono 6% hydrożel CL PAA w trzech segmentach wzdłuż penisa po przeciwnych jego stronach w ilościach do 1,5 ml na jeden segment, tak aby całkowicie wszczepić 8,0 ml.

Czwarta grupa psów została użyta jako grupa kontrolna.

Psy zostały kolejno zabite poprzez dożylny zastrzyk nebutalu, a wśród nich: zwierzęta z grup testowanych w 1, 7 i 14 dniu oraz w 1, 3 i 6 miesiącu po wszczepieniu implantów z hydrożelu CL PAA;

zwierzęta kontrolne w 1, 3 i 6 miesiącu.

Kawałki wycięte z płatków o pełnym przekroju poprzecznym penisa, okolicznych węzłów chłonnych, oraz płuc psów, razem z kawałkami kontrolnymi, umieszczono w 10 i 6% neutralnej formalinie oraz w płynie Camoit, odwodniono w alkoholach o wzrastającej mocy i pokryto parafiną.

Preparaty osadzone na szkiełkach zabarwiono za pomocą hematoksyliny z eozyną, za pomocą barwnika Weigerta dla tkanki elastycznej, oraz błękitem toluidynowym o różnych wartościach pH roztworu barwiącego, aby następnie obserwować glikoaminoglikany przy użyciu metod chemicznych i enzymatycznych.

Glikoproteiny oraz glikogen wykrywano za pomocą McManusa okresowo kwaśnej reakcji Schiffa (oznaczonej tu reakcji PAS), sole wapnia wykrywano metodą von Kossa, RNA wykrywano metodą Bracheta (za pomocą rybonukleazy).

Zbadano działanie następujących enzymów, mianowicie: dehydrogenazy jabłczanu (oznaczonej tu LDG);

dehydrogenazy sukcynitu (oznaczonej tu SDG) za pomocą metody Nachlassa; dehydrogenazy mleczanu (oznaczoną tu LDG);

dehydrogenazy glukozo-6-fosforanu (oznaczonej tu G-6PDG), NAD- oraz NADP-diaforazy za pomocą metod Hessa, Scarpella oraz Pearce'a odpowiednio;

fosfatazy alkalicznej (oznaczonej tu AP) za pomocą metody Gomori, oraz adenozynotrójfosfatazy (oznaczonej ATPaza) za pomocą metody Wachsteina-Meisela. Tkankę nerwową zaimpregnowano za pomocą azotanu srebra według metody Bielszowkiego-Grossa.

Prowadzono i nadzorowano reakcje histochemiczne według zaleceń Podręcznika według E. Pearce'a HISTOCHEMISTRY (wydanie rosyjskie GISTOCHIMUA /tłumaczenie z angielskiego/ 2 wydanie - Moskwa, 1962).

Badania te wykazały, że:

A. W przypadku wstrzykiwan podskórnych hydrożelu CL PAA:

następnego dnia., zaobserwowano obrzmienie w kształcie tulejki o mięko-elastycznej konsystencji z niewielkim zwiotczeniem skóry w okolicy miejsca zastrzyku (u jednego psa rozwinął się nieznaczny obrzęk oraz przekrwienie tkanki otaczającej implant z niewielkim ogniskowym krwotokiem, który wchłonął się 7 dnia, i powinien być on uważany za uraz manipulacyjny);

po 7 dniach, nie było żadnych widocznych hemodynamicznych, przestrajających ani zapalnych reakcji. Podczas badań histologicznych, implant okazał się dużą blado-niebieską wakuolą otoczoną przez wiotką kapsułę z tkanki łącznej oddzielającą hydrożel CL PAA od powięzi penisa oraz pokrywającej go skóry. Kapsuła ta składała się z jednej lub dwóch warstw z młodych fibroblastów z widocznymi wokół delikatnymi kolagenowymi elastycznymi włóknami. Pironinofilia oraz wzmocnione działanie enzymów redoks (oksydacyjano-redukcyjnych) (SDG, MDG, NAD- oraz NADP-diaforazy, LDG) oraz AP są typowe dla cytoplazmy w fibroblastach. Wzrost działania G-6-PDG ujawnił aktywację metabolizmu typu pentozowego.

176 486

Luźne (nie zbite) nacieczenie leukocytów i makrofagów zaobserwowano w warstwie obok powierzchni hydrożelu. Kapsuła ta miała obwód z tkanki granulacyjnej o umiarkowanej liczbie świeżo narośniętych naczyń, pokrytych powiększonymi komórkami nabłonkowymi, światła których były miejscowo powiększone i wypełnione elementami utworzonymi z krwi. W przydance naczyniowej wykryto rozrastające się fibroblasty, histiocyty oraz pojedyncze komórki plazmatyczne. W żadnym przypadku, nie zaobserwowano reakcji gigantowacienia komórek. Po barwieniu za pomocą błękitu toluidynowego, nie zaobserwowano żadnych metachromatycznych ognisk przy wszystkich wartościach pH zastosowanych roztworów. Niewielka liczba włókien nerwowych, będących zaimpregnowanymi azotanem srebra, wykazała różne zmiany, takie jak miejscowe powiększenie aksonów, uszkodzenie ich włóknistej struktury, wakuolizację, żylakowatość, hipo- lub hiperimpregnację. W czasie akumulacji oksoplazmy wzdłuż włókien nerwowych lub przy ich końcach, zaobserwowano częściową nierówność (szorstkość) błony mielinowej oraz jej rozkład na krótkie lub długie fragmenty. Zmiany te są typowe dla włókien nerwowych przy ich kompensacyjno-adaptacyjnej restrukturyzacji będącej odpowiedzią na ściśnięcie przez wakuolę hydrożelu CL pAa.

po 14 dniach, nieznacznie wzrosła reakcja makrofogowo-leukocytowa w tkankach sąsiadujących z implantem z hydrożelu CL PAA; zaobserwowano wymienioną fibroblastową reakcję, w tym postępujące formowanie wokół wakuoli kapsuły z tkanki łącznej, kapsuły miejscowo narastającej jako nieregularnie ułożone elastyczne włókna kolagenowe posiadające młode fibroblasty i świeżo utworzone pomiędzy nimi kapilary, podczas gdy w innych miejscach narastającej jako bardziej dojrzała tkanka łączna składająca się z kilku rzędów elastycznych włókien kolagenowych ułożonych jeden obok drugiego, jak również jako rozrastające się fibroblasty. Wzrosła też zawartość RNA w cytoplazmie i nukleoli, jak również aktywność enzymów redoks i hydrolitycznych. Cytoplazma fibroblastów została wzbogacona w metachromatyczne granulki, które są łatwo wykrywalne za pomocą błękitu toluidynowego przy pH 2,8, w celu wykazania wzrostu syntezy glikoaminoglikanów. Ilość świeżo narośniętych naczyń w tkance otaczającej kapsułę gwałtownie zmalała, i powszechne były zamiast nich komórki typu histogennego produkujące glikoaminoglikany oraz kalogen. Komórki giganty były ekstremalnie nieliczne. Zmiany we włóknach nerwowych były jak powyżej;

w jeden miesiąc po wstrzyknięciu, rozwinęła się kapsuła z dojrzałej tkanki łącznej wokół wakuoli z hydrożelu CL PAA, tak że składała się ona z obwodowo ułożonych elastycznych włókien kolagenowych z dojrzałymi fibroblastami pomiędzy nimi, zawierającymi umiarkowane ilości RNA oraz wysoko-siarkowych glikoaminoglikanów wykrytych za pomocą błękitu toluidynowego przy pH 2,8. Działanie enzymów redoks i enzymów hydrolitycznych w cytoplazmie fibroblastów było normalne. Czasami na powierzchni hydrożelu była zaobserwowana reakcja komórkowa, która polegała na luźnym rozlanym nacieczeniu makrofagów i komórek plazmicznych. Struktura tkanki otaczającej implant była całkowicie znormalizowana i nie była inna od tkanki zwierząt nie naruszonych. Zmiany reaktywne we wrażliwych włóknach nerwowych zaczęły cofać się i przejawiały się głównie jako nieregularne powiększenia lub pocienienia aksonów oraz na ich ogniskowej hipo- lub hiperimpregnacji;

w 3 miesiące później, zaobserwowano dalsze niewielkie przecienienia hydrożelu CL PAA oraz wzrost bazofilii (zwiększonej liczby komórek zasadochłonnych), dobrze określone oddzielenie implantu od sąsiednich tkanek przez łączącą kapsułę składającą się z kolagenowych i elastycznych włókien oraz komórek typu fibroblastowego. Nie zaobserwowano żadnych zmian strukturalnych ani histologicznych w sąsiednich tkankach, podczas gdy włókna nerwowe odzyskały swój normalny kształt;

w 6 miesięcy później, kształty i wymiary implantu pozostały praktycznie takie, jak podczas pierwszych 24 godzin po wstrzyknięciu hydrożelu CL PAA. Pod względem histologicznym, implant wyglądał jak integralna, dobrze okapsułowana ciemno niebieska wakuola. Kapsuła ta składała się z jednego lub dwóch szeregów fibroblastów i regularnie ułożonych kolagenowych i elastycznych włókien, w których nie wykryto żadnych soli wapnia stosując metodę von Kossa. Tkanka otaczająca implant nie wykazała zmian reakcyjnych, hemodynamicznych, dystroficznych, martwiczych, zapalnych ani żadnych innych, włączając w to tkankowe i komórkowe nieregulamości. Po impregnacji azotanem srebra włókna nerwowe wyglądały normalnie.

176 486

B. W przypadku wstrzykiwań śródpowięziowych hydrożelu CL PAA:

następnego dnia i po upływie 7 dni, penis był równomiernie obrzmiały i wykazywał zwiększoną sprężystość. Temperatura ciała psów była normalna, kolor skóry w miejscach wszczepienia był zwyczajny, nie zaobserwowano żadnych miejscowych stanów zapalnych. Pod względem histologicznym, implanty w miejscach wstrzyknięcia wyglądały jak jasno niebieskie wakuole. Zaobserwowano, że po siedmiu dniach wakuole hydrożelu CL PAA były zamknięte w cienkościennych kapsułach składających się zasadniczo z jednej lub dwóch warstw młodych fibroblastów, oraz z bezpośrednio połączonych włókien i kilku świeżo wytworzonych włośniczek otaczających te warstwy fibroblastowe, podczas gdy na powierzchni hydrożelu zaobserwowano leukocyty i makrofagi. Wzrosła zawartość RNA w cytoplazmie i w jąderkach, jak również działanie SDG, MSG, NAD- i NADO-diaforaz, LDG i G-6-PDG w cytoplazmie. Ziarnina zamykająca kapsułę miała świeżo wytworzone włośniczki z lekko rozszerzonymi i wypełnionymi krwią światłami i obrzmiałym śródbłonkiem. W przydance naczyniowej naczyń krwionośnych znaleziono rozrostowe fibroblasty oraz komórki plazmatyczne. Reakcje histochemiczne potwierdziły, że nie wykryto dystroficznych, ani tym bardziej, martwiczych zmian w tkance powięziowej otaczającej implanty i uciskanej przez te pojedyncze implanty. Zatem, po barwieniu preparatów za pomocą roztworów błękitu toluidynowego przy różnych pH, nie znaleziono metachromatycznych ognisk zapalnych, które sugerowałyby rozkład hydrożelu CL PAA. Trwałość naczyń pozostawała normalna, podczas gdy nie wykryto w przestrzeniach okołonaczyniowych ani też w ściankach małych i średniego rozmiaru naczyniach materiału PAS-pozytywnego, który jest stabilny wobec amylazy, podczas gdy aktywności AP i ATP-azy w ściankach złoża mikrocyrkulacyjnego pozostawały niskie. W kilku przypadkach zaobserwowano, że włókna nerwowe impregnowane za pomocą azotanu srebra i badane metodą Spielmeyera mają kształt falisty lub spiralny oraz, że w innych przypadkach, posiadają one na końcach zgrubienia. Rzadkie były miejsca demielinacji (rozpadu otoczki mielinowej) tak jak rzadkie były miejscowe rozszerzenia włókien nerwowych tworzące struktury wyglądające jak pętle. Zaobserwowano rzadki rozrost hipertroficznych komórek Schwanna. Zmiany te mogą być np. traktowane jako odpowiedź włókien nerwowych na ucisk wywierany przez implanty;

po 14 dniach, reakcja makrofagowa w pobliżu implantów była nieco bardziej intensywna, lecz nie zaobserwowano komórek gigantów. Zaobserwowano znaczącą reakcję fibroblastową oraz wzrost kapsuły z tkanki łącznej wokół wakuoli; niektóre kapsuły składały się z przypadkowych kolagenowych i elastycznych włókien z młodymi fibroblastami pomiędzy nimi, posiadały wysoką zawartość RNA w cytoplazmie i podwyższone działanie enzymów redoxy. W innych miejscach znaleziono bardziej dojrzałą tkankę łączną składającą się z kilku rzędów kolagenowych i elastycznych włókien oraz z komórek typu fibroblastowego. W tkance ziarninie sąsiadującej z kapsułami zaobserwowano zwiększoną liczbę komórek histogenicznych oraz zmniejszoną liczbę świeżo narośniętych naczyń. Struktury śródbłonka i błony środkowej, przydanka naczyniowa naczyń, oraz czynniki hydrodynamicznie nie uległy zmianom, podczas gdy zmiany w komórkach nerwowych były porównywalne do opisanych zmian występujących w poprzednim terminie;

po miesiącu, kapsuły implantów składały się z elementów komórkowych serii fibroblastowych, fibrocytów z będącą w przewadze umiarkowanie pironinofilową cytoplazmą. Barwienie za pomocą błękitu metylowego przy pH 2,8 wykazało w fibroblastach umiarkowaną liczbę wysoko-siarczanowych glikozoaminoglikanów. Działanie enzymów w cytoplazmie fibrocytów było porównywalne z wynikami uzyskanymi dla grupy kontrolnej. Podpowierzchniowa warstwa hydrożelu CL PAA była do pewnego stopnia przeniknięta przez makrofagi i komórki plazmatyczne. Nie zaobserwowano ani zaburzeń przepływu krwi, zapaleń, degeneracji, ani martwicy w tkankach sąsiadujących z implantami. Wymienione wyżej zmiany we włóknach nerwowych nadal były zauważalne;

w 3 miesiące po wstrzyknięciu, zaobserwowano wzrost bazofilii (zwiększona liczba komórek zasadochłonnych) w hydrożelu CL PAA. Wakuole żelu były dobrze oddzielone od powięzi poprzez cienkie kapsuły tkanki łącznej z kolagenowych i elastycznych włókien i z rozmieszczonych pomiędzy nimi fibrocytów. Naczynia krwionośne były normalne. Nie zaobserwowano żadnej odpowiedzi ze strony tkanek penisa (powięzia, tak jak i w grupie kontrolnej, wyglądały jak ułożone okrężnie dobrze odznaczone kolagenowe i eleastyczne włókna bez straty integralności oraz bez wiązania wapnia w tkankach zarówno na mokro jak i na mikro poziomie, z normalnymi włóknami nerwowymi);

po 6miesiącach, penisy u psów, zarówno pod względem kształtów jak i wymiarów, według oceny wizualnej były podobne do tych obserwowanych w drugim-siódmym dniu po wstrzyknięciu. Pod względem histologicznym, implanty wyglądały jak integralne, dobrze okapsułowane ciemno niebieskie wakuole. Kapsuły składały się z jednego lub dwóch rzędów fibrocytów i regularnie ułożonych cienkich kolagenowych i elastycznych włókien, oraz nie znaleziono soli wapnia zarówno makroskopową, jak i mikroskopową metodą von Kossa. W tkankach sąsiadujących z implantami nie znaleziono żadnych zmian reakcyjnych, hemodynamicznych, martwiczych, zapalnych ani żadnych innych, włączając w to nieregulamości tkankowe i komórkowe. Tkanki nerwowe impregnowane za pomocą azotanu srebra, zarówno u zwierząt doświadczalnych jak i w grupie kontrolnej, zasadniczo były jednakowe. W okolicznych węzłach chłonnych, w przestrzeniach około-beleczkowatych i beleczkowatych ciał jamistych prącia, w żyłach penisa i w płucach nie znaleziono cząstek hydrożelu;

C. W przypadku wstrzykiwali śródjamistych hydrożelu CL PAA:

następnego dnia i po upływie 7 dni, barwienie za pomocą hematoksyliny i eozyny wykazało, że hydrożel CL PAA wygląda jak homogeniczne, blado niebieskie wakuole, które po siedmiu dniach były otoczone przez cienkie kapsuły z tkanki łącznej, co spowodowało przesunięcie i lekkie uciśnięcie beleczek ciał jamistych prącia oraz błony białawej. Kapsuły składały się z cienkich, głównie kolagenowych włókien oraz z jednego lub dwóch rzędów fibroblastów. Tkanka łączna beleczek ciałjamistych prącia sąsiaduj ąca z kapsułami podczas histochemicznego i histologicznego badania posiadała zwykłą strukturę, wyraźnie określone miękkie mięśnie z niewielką ilością elastycznych włókien bez żadnych oznak degeneracji czy martwicy. Na powierzchni implantów z hydrożelu CL PAA zaobserwowano mniejsze nacieki leukocytów i makrofagów. Przestrzenie międzybeleczkowe wypełnione były niewielką ilością krwi a śródbłonek był lekko nabrzmiały. Mniejsze tętnice i żyły były umiarkowanie wypełnione krwią i posiadały lekko pogrubiałe ścianki (po pierwsze z powodu opuchnięcia śródbłonka oraz rozrost fibroblastów, histocytów i komórek plazmatycznych w błonach przydankowych). Zaobserwowano, że kapsuły otoczone były ziarniną (tkanką ziarnistą) i składały się z niewielkiej liczby cienkościennych świeżo narośniętych naczyń oraz z innych komórek, głównie pochodzenia histiogenicznego, takich jak fibroblasty, histocyty. Niektóre włókna nerwowe, po impregnacji za pomocą azotanu srebra, wykazały zmiany w aksonach, błonie mielinowej, i komórkach Schwanna. Nie zaobserwowano komórek gigantów jako wynik rozkładania się obcej materii. Zaobserwowano skręcanie się, miejscowe nabrzmienie i nieregularne pogrubienia w tkance nerwowej, jak również żylakowatość i zanik struktury włóknistej w aksonach, sferyczne i w kształcie maczugi powiększenia na ich końcach, oraz miejscową demielinizację (rozpad mielinki). Zaobserwowano reaktywny rozrost komórek Schwanna, a wśród nich np. kilka hipertroficznych;

po 14 dniach, reakcja leukocytowa i makrofagowa wokół implantów z hydrożelu CL PAA stała się nieco bardziej intensywna, lecz jak wspomniano powyżej, nie znaleziono komórek gigantów zdolnych do rozkładania obcej materii. W kilku przypadkach kapsuły z tkanki łącznej wokół implantów były lekko porowate i składały się z przypadkowo rozłożonych kolagenowych i elastycznych włókien oraz z młodych fibroblastów, kilka z nich wyglądało na bardziej dojrzałe i składało się głównie z równoległych włókien kolagenowych obejmujących włókna elastyczne oraz elementy fibroblastowe. Okołoogniskowa ziarnina składała się z niewielkiej liczby spłaszczonych świeżo narośniętych naczyń i z fibroblastów zawierających umiarkowane ilości RNA i granulek wysoko-siarkowych glikozoaminoglikanów. Zmiany w tkance nerwowej wystąpiły jako miejscowe obrzmienia aksonów, zanik ich włóknistej struktury, wakuolizacja, żylakowatość, hipo- i hiperimpregnacja, oraz okazjonalnie jako miejscowe nagromadzenie się oksoplazmy, zarówno wzdłuż włókien nerwowych jak i przy ich końcach, częściowa szorstkość błony mielinowej oraz jej rozpad na krótsze i dłuższe fragmenty, co powinno być uważane za kompensacyjnie-adaptacyjną odpowiedź na ucisk. W okolicznych węzłach chłonnych, przestrzeniach międzybeleczkowych ciał jamistych prącia, w żyłach penisa i w płucach nie znaleziono cząstek hydrożelu;

176 486 po miesiącu, implanty z hydrożelu CL PAA otoczone były przez cienkie kapsuły z dojrzałej tkanki łącznej składające się z ułożonych okrężnie kolagenowych i elastycznych włókien z elementami dojrzałych fibroblastów znalezionymi pomiędzy ich rzędami. Zaobserwowano niewielką dyfuzyjną infiltrację makrofagów i komórek plazmatycznych w warstwach implantów sąsiaduj ących z ich powierzchniami. Tkanka łączna beleczek ciałjamistych nie była strukturalnie różna od kontrolnej, i była pokryta przez normalny śródbłonek. Małe ilości krwi mogły być znalezione w przestrzeniach okołobeleczkowych. Ścianki żył i tętnic ciał jamistych nie wykazywały żadnych widocznych zmian strukturalnych. Zmiany reaktywne we włóknach nerwowych, w porównaniu z okresem poprzednim, były mniej znaczne i przejawiały się głównie jako nieregularne zgrubienia lub przecienienia w aksonach oraz jako miejscowe hipo- lub hiperimpregnacje;

po 3 miesiącach hydrożel stał się gęściejszy i zasadochłonny. Implanty zostały oddzielone od sąsiadujących tkanek przez cienkościenne kapsuły o równoległych kolagenowych i elastycznych włóknach z niewielką liczbą fibrocytów pomiędzy nimi. Na powierzchni implantów nie zaobserwowano elementów komórkowych. Tkanki sąsiadujące z naczyniami krwionośnymi miały zwyczajną strukturę. Glikozoaminoglikany w podstawowej substancji śródmiąższowej, tworzenie się włókien oraz elementy komórkowe tkanki łącznej były zasadniczo identyczne z kontrolnymi. Nie zaobserwowano zmian w tkance nerwowej;

po 6miesiącach, penisy u psów, zarówno pod względem kształtów jak i wymiarów według oceny wizualnej były podobne do tych obserwowanych w drugim-siódmym dniu po wstrzyknięciu. Pod względem histologicznym, implanty wyglądały jak integralne, dobrze okapsulowane ciemno niebieskie wakuole. Kapsuły składały się z jednego lub dwóch rzędów fibrocytów i regularnie ułożonych cienkich kolagenowych i elastycznych włókien, nie znaleziono również soli wapnia zarówno makroskopową, jak i mikroskopową metodą von Kossa. W tkankach sąsiadujących z implantami nie znaleziono żadnych zmian reakcyjnych, hemodynamicznych, martwiczych, zapalnych ani żadnych innych, włączając w to nieregulamości tkankowe i komórkowe. Tkanki nerwowe impregnowane za pomocą azotanu srebra, zarówno u zwierząt doświadczalnych jak i w grupie kontrolnej, zasadniczo były jednakowe. W okolicznych węzłach chłonnych, w przestrzeniach około-beleczkowatych i beleczkowatych ciał jamistych prącia, w żyłach penisa i w płucach nie znaleziono cząstek hydrożelu.

Podobne dane morfologiczne uzyskano dla badań klinicznych. Jako materiał testowy użyto bioptyczną próbkę podskórnej tkanki komórkowej pobranej od zdrowego ochotnika płci męskiej, w wieku 45 lat, któremu w 6 lat przed biopsją, wstrzyknięto podskórnie 10 ml nowego hydrożelu o stężeniu CL PAA wynoszącym 8%.

Tę próbkę bioptyczną umieszczono w 10%o formalinie, odwodniono w alkoholach o wzrastającej mocy i zalano parafiną. Preparaty barwiono za pomocą hematoksyliny oraz eozyny; włókna kolagenowe określano metodą van Gisona, a włókna elastyczne metodą Weigerta przy pomocy rezorcyny-fuksyny; glikozoaminoglikany określano za pomocą roztworów błękitu toluidynowego przy różnych wartościach pH stosując wymagany nadzór chemiczny i enzymatyczny; stężenia glikoproteidu i glikogenu określano za pomocą reakcji PAS metodą Mcmanusa.

Przy badaniu makroskopowym, próbki bioptyczne miały kształt owalny, były miękko elastyczne, lekko różowe w kolorze, bez żadnych widocznych zmian, które mogłyby wyróżniać je od tkanek sąsiednich.

Przy badaniu mikroskopowym, wszystkie preparaty wykazały, że hydrożel CL PAA barwiony za pomocą hematoksyliny i eozyny wykazały niebieski kolor o różnej intensywności. Implant hydrożelowy był poprzenikany na wskroś przez dobrze unaczynioną delikatną tkankę łączną składającą się głównie z równo ułożonych kolagenowych i elastycznych włókien oraz z podstawowej substancji, która obejmowała nieznaczną liczbę elementów komórkowych (z reguły, takich jak nieaktywne fibroblasty, ponieważ po barwieniu za pomocą błękitu toluidynowego przy pH 2,8 w cytoplazmie tych fibroblastów nie wykryto żadnych przejawów matachromazy potwierdzonych przez glikozoaminoglikany, oraz takich jak pojedyncze mononukleame makrofagi).

Tkanka łączna posiadała naczynia rozmieszczone w grupie, i posiadające ścianki o nieregularnej grubości, ze zwiotczałym śródbłonkiem.

176 486

Całkowicie brak było oznak ostrego lub chronicznego zapalenia, takich jak polimorfonukleamych leukocytów, komórek podobnych do komórek nabłonkowatych, komórek gigantów zdolnych do rozkładu obcej materii, oraz zarówno limfatycznych jak i histiocytowych infiltracji, jak również brak było oznak reakcji uczuleniowych, takich jak limfocytów, makrofagów i histiocytów, jak też oznak zaburzeń hemodynamicznych, takich jak hiperwolemia naczyń, uprzednich zastojów, zastojów krwi, zakrzepicy, oraz złośliwienia, np. nieregulamości komórkowych lub tkankowych oraz rozrostów komórkowych. Nie wykryto w preparatach soli wapnia, zarówno makro-jak i mikroskopowo. Nie znaleziono zmian przestrajających, tzn. dystroficznych lub martwiczych.

Nie zaobserwowano włóknistej kapsuły otaczającej implant.

Podstawowa metoda korygowania kosmetycznych lub funkcjonalnych defektów ciała ludzkiego poprzez zastosowanie nowego biokompatybilnego hydrożelu CL PAA obejmuje: opartą na znieczuleniu, badaniu i w miarę potrzeby na badaniach laboratoryjnych ogólnie akceptowanych przez pacjenta, który ma być poddany leczeniu chirurgicznemu (w szczególności badanie na indywidualną reakcję na antybiotyki), wstępną decyzją, która jest podejmowana w następujący sposób:

- po pierwsze, określa się organ mający być poddany leczeniu zarówno pod względem jego kształtu jak i wymiarów lub jego wydajności funkcjonalnej, oraz

- po drugie, ilość, taktyka i kształt (chory ambulatoryjny lub pacjent nie chodzący) przyszłego leczenia;

przed wstrzyknięciem nowego hydrożelu, dokonuje się znieczulenia (z reguły, miejscową infiltrację).

sterylny hydrożel CL PAA, dodatkowo nasycony preparatami przeciwbakteryjnymi, wstrzykuje się za pomocą strzykawki z małą prędkością (zwykle, w dwóch lub trzech etapach) do miejsca przeznaczonego do leczenia przy uśrednieniu jego temperatury do normalnej temperatury ciała (36-37°C).

Metoda tajest najczęściej stosowana w mammoplastyce (korzystnie w przypadku wrodzonego braku sutków i niedorozwoju sutków), w przypadku impotencji przejawiającej się jako słaba erekcja spowodowana wiekiem lub wcześniejszymi urazami.

Zatem, w mammoplastyce, hydrożel CL PAA posiadający stężenie w zakresie 3,5 - 6,0% i bardziej korzystnie stężenie w zakresie 5,0 - 6,0%, wstrzykuje się pozasutkowo, wewnątrztorebkowo i/lub podpowięziowo, w dwóch lub trzech etapach w zależności od indywidualnych anatomicznych predyspozycji piersi, zwykle w ilości 40 - 160 ml (lecz nie przekraczającej 200 ml) na pierś w jednym etapie.

W falloplastyce, hydrożel CL PAA posiadający korzystnie stężenie w zakresie 4,5 - 6,0%, i bardziej korzystnie stężenie wynoszące 5,0%, z zasady wstrzykuje się śródjamowo, do dwóch lub trzech belkowatych segmentów wzdłużnie po każdej stronie penisa. Całkowita ilość hydrożelu CL PAA potrzebna po jednej falloplastycznej operacji korzystnie znajduje się w zakresie 40 do 60 ml. Specyficzna ilość hydrożelu przeznaczona do wstrzyknięcia jest wyliczana na podstawie kryteriów możliwej do zaakceptowania objętości oraz sprężystości penisa, przy wykluczeniu możliwości ucisku na cewkę moczową.

Nowy biokompatybilny hydrożel został poddany testom klinicznym.

Został on zastosowany, zwłaszcza do kosmetycznego korygowania wrodzonych defektów twarzy oraz w mammoplastyce w przypadkach wrodzonego braku sutków i niedorozwoju sutków u kobiet.

Poniżej przedstawiono przykładowe zapisy dotyczące pacjentów:

(1) Pacjent M. (rejestr nr 15D), urodzony w 1965 r.

Diagnoza: Wrodzona prawostronna żuchwowo-neuromięśniowa czaszkowo-twarzowa karłowatość

Leczenie: (ogólne znieczulenie, dożylnie oraz NLA):

- etap pierwszy (listopad 1993) - dwa domięśniowe wstrzyknięcia 10 ml 3,5% hydrożelu

CL PAA;

- etap drugi (czerwiec 1994) - wstrzyknięcia oraz hydrożel (15 ml) jak powyżej.

Oficjalnie stwierdzono polepszenie stanu: prawa i lewa strona wyglądają na symetryczne.

176 486 (2) Pacjentka L. (rejestr nr 12), urodzona w 1967 r., kobieta, która rodziła.

Diagnoza: symetryczny wrodzony brak sutków.

Leczenie w trzech etapach (miejscowe znieczulenie: 0,5% roztwór nowokainy, 80 ml):

- etap pierwszy (styczeń 1991) - domięśniowe, pozasutkowe oraz podtorebkowe wstrzyknięcia 140 ml 6,0% hydrożelu CL PAA do obu piersi;

- etap drugi (marzec 1991) - wstrzyknięcia oaaz hydrożel (40 ml) jak po wyżej;

- etap trzeci (maj 1991) - νν^η'ζγληίς^ι oraz- hydrożel 660 nd) aak powyżej.

Oficjalnie stwierdzono polepszenie stanu: piersi pacjentki, pod względem kształtów i wymiarów są zgodne z jej wyglądem fizycznym; ich prężność jest podobna do naturalnych miękkich tkanek.

(3) Pacjentka N. (rejestr nr 78), urodzona w 1969 r., kobieta, która nie rodziła.

Diagnoza: symetryczny niedorozwój sutków.

Leczenie (miejscowe znieczulenie: 0,5% roztwór nowokainy, 80 ml):

- etap pierwszy (luty 1993) -domięśniowe, pozasutkowe ona podtorebkowe wsttzyknięcia 130 ml 6,0% hydrożelu CL PAA do obu piersi;

- etap drugi (marzec 1993) - ws-rzytanięcia oraz hydrożer (100 ml) jmk pcwy^.

Oficjalnie stwierdzono polepszenie stanu, takie jak w przypadku opisanym powyżej.

(4) Pacjentka K. (rejestr nr 17L), urodzona w 1967 r., kobieta, która rodziła.

Diagnoza: symetryczny niedorozwój sutków.

Leczenie (miejscowe znieczulenie: 0,5% roztwór nowokainy, 80 ml);

etap pierwszy (styczeń 1994) - domięśniowe, poziomkowe or;a podtorebkowe w^str^l^^ nięcia 130 ml 6,0% hydrożelu CL PAA do obu piersi;

- etap drugi (lipiec 1994) - wstrzzknizę-a oraz hydrazyd (60 ml6j am powyzoż.

Oficjalnie stwierdzono polepszenie stanu, takie jak w przypadku opisanym powyżej.

W tym przypadku skutek leczenia był dodatkowo oszacowany na podstawie danych uzyskanych za pomocą osiowej tomografii komputerowej przeprowadzonej na skrzyni tomografu SONATRON firmy SIEMENS (Niemcy) poprzez skanowanie na głębokość 8 mm każdego fragmentu leczonych piersi w pozycji leżącej na plecach. Spośród wielu uzyskanych tomogramów, dwa przedstawiono poniżej:

Figura 1 przedstawia lewą pierś po leczeniu wady rozwojowej i w celu poprawy jej wymiarów;

Figura 2 przedstawia analogicznie poprawę kształtu i wymiarów prawej piersi.

Jak widać na tych ilustracjach, obie piersi, w wyniku leczenia, okazują się mieć normalne położenie i regularny kształt. Grubość skóry nie przekracza 2,0 mm, brodawki sutkowe i ich otoczki wyglądają normalnie (nie są ani zdeformowane ani wciągnięte). Niedorozwinięta tCynCy gruczołowa obu piersi jest wybrzuszona i podniesiona przez hydrożel CL PAA (różniący się pod względem gęstości w porównaniu z gęstością tej tkanki) wstrzyknięty do przestrzeni porasutCowej (gęstość tkanki gruczołowej wynosi +3,0 do +4,0, gęstość hydrożelu wynosi +4,6 do +7,2, a gęstość podskórnej komórkowej tkanki tłuszczowej wynosi -73 do -95 jednostek Hu).

Gruczoły piersiowe po leczeniu miały następujące wymiary: w linii poprzecznej wynosiły 7,4 cm prawy i 8,0 cm lewy; w przednio-tylnej lewy i prawy miały po oCrłr 5,0 cm.

Okoliczne węzły chłonne nie powiększały się, tCanCi kostne kości datki piersiowej i żeber miały normalną strukturę.

Laboratoryjne, eksperymentalne i kliniczne dane pozwalają na wywnios-owanie, że nowy hydrożel CL pAa jest chemicznie i biologicznie trwały, nieaktywny, biokompatybilny, i doskonale odpowiedni do implantowaniajako endoprotezy, do tamponowaniyeam i do tworzenia śródtkanCowych miejsc przetrzymywania preparatów medycznych o przedłużonym okresie oddziaływania.

Nowy bioCompatybilny hydrożel testowano jako środowisko dla długotrwałych Cardio- i encefalografii na próbkach posiadających stężenie CL PAA w zakresie od 4,0 do 8,0% i przygotowanych na 0,9% wodnym roztworze chlorku sodowego i octanu sodowego.

176 486

Test ten obejmował następujące czynności:

pomiar oporu elektrycznego hydrożelu spreparowanego jako 1 mm warstwa usytuowana pomiędzy elektrodami elektrografu w kształcie dysków (typ EKMK-6) o średnicy 9 mm i grubości 3 mm, posiadającymi cienką powierzchnię kontaktową platerowaną miedzią lub glinem, pomiar oporu elektrycznego w celu uzyskania danych dotyczących jego 24-godzinnej trwałości, oraz określenie zdolności do przedłużonego noszenia (17 i 15 dzień obserwacji) przy zastosowaniu na skórę w obszarze przedramienia w okolicy łokcia u ochotników spośród personelu medycznego, obejmujących dwóch mężczyzn i dwie kobiety.

Opór elektryczny wynosił od 8,0 do 9,0 komów/cm dla próbek BCH6 i BCH7 oraz od 10,0 do 20,0 komów/cm dla próbek BCH8 i BCH9; i pozostawał on niezmieniony dla każdej próbki podczas 24 godzinnego okresu, pomiary były powtarzane dla dostępnej na rynku pasty elektrodowej firmy SIEMENS AG i wykazały opór elektryczny wynoszący około 8,0 komów/cm.

We wszystkich testach, zdolność do polaryzowania cienko platerowanych elektrod wynosiła około 450 mV, dla elektrod platerowanych miedzią wynosiła 150 mV, i dla elektrod platerowanych glinem wynosiła około 700 mV. Przy pomiarach oporu elektrycznego nie odnotowano szkodliwej polaryzacji.

Na podstawie obserwacji wzrokowej, żadne z miejsc zastosowania na skórę, podczas tych wyżej wymienionych okresów czasu, nie wykazały żadnych widzialnych podrażnień (zaczerwienienia lub swędzenia) oraz, co ważniejsze, żadnych uszkodzeń skóry (maceracji). W jednym przypadku w 15 dniu testu skóra wokół plastra pokrywającego nałożony hydrożel zaróżowiła się u jednej z kobiet ochotniczek.

Nie zaobserwowano samoistnego wypływania hydrożelu CL PAA posiadającego lepkość 10 - 1,1 Pa · s, poza przestrzeń pomiędzy usytuowanymi poziomo elektrodami mierzącymi ani spod plastrów.

Dane te wykazują, że nowy hydrożel CL PAA nadaje się do stosowania jako środowisko zanurzeniowe dla monitorowania elektrofizjologicznych parametrów ciała ludzkiego jak też i dla wstrzykiwania przez skórę leków elektroforetycznych.

176 486

SOMATOM CR

KIJÓW MIEJSKIE CENTRUM ONKOLOGICZNE

K

1302«54 O U 5 ·· 14 0 SCAN 4

PC 65 ME 4.6 ST 6.04 RM 0.75 AR 0.15

LI 85 CO 113 DI 0.4

IE F 19S7 K 0C2

PRZÓD 1 14

MIĘŚNIE H/SP

Fig. 1

SOMATOM CR K : 02¹54

KIJÓW

IE F 1967 K

PRZÓD

0U5:140 SCAN 4

MIEJSKIE CENTRUM ONKOLOGICZNE OC2

1 4

H/SP

Z 4.0

TŁUSZCZ

Fig. 2

Departament Wydawnictw UP RP. Nakład 70 egz. Cena 4,00 zł.

Claims (1)

1. Zastrzeżenie patentowe

   Biokompatybilny hydrożel do umieszczania endoprotez poprzez wstrzykiwanie, zawierający usieciowany poliakryloamid otrzymywany na drodze polimeryzacji rodnikowej oraz wodę wolną od ciał pirogennych, znamienny tym, że zawiera usieciowany poliakryloamid w ilości od 3,5 do 6,0% wagowych w przeliczeniu na całkowitą masę hydrożelu.