RU2533457C1 - Bioactive resorbed porous 3d-matrix for regenerative medicine and method for preparing it - Google Patents
Bioactive resorbed porous 3d-matrix for regenerative medicine and method for preparing it Download PDFInfo
- Publication number
- RU2533457C1 RU2533457C1 RU2013117951/15A RU2013117951A RU2533457C1 RU 2533457 C1 RU2533457 C1 RU 2533457C1 RU 2013117951/15 A RU2013117951/15 A RU 2013117951/15A RU 2013117951 A RU2013117951 A RU 2013117951A RU 2533457 C1 RU2533457 C1 RU 2533457C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- matrix
- gel
- polymer
- porous
- biopolymer
- Prior art date
Links
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 title claims abstract description 51
- 230000000975 bioactive effect Effects 0.000 title claims abstract description 24
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 40
- 239000003814 drug Substances 0.000 title abstract description 17
- 230000001172 regenerating effect Effects 0.000 title description 15
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 claims abstract description 34
- 229920001222 biopolymer Polymers 0.000 claims abstract description 26
- 239000000203 mixture Substances 0.000 claims abstract description 20
- 239000011148 porous material Substances 0.000 claims abstract description 16
- 239000002245 particle Substances 0.000 claims abstract description 12
- 239000000843 powder Substances 0.000 claims abstract description 10
- 238000000227 grinding Methods 0.000 claims abstract description 4
- 229920001577 copolymer Polymers 0.000 claims description 10
- 239000002131 composite material Substances 0.000 claims description 8
- 102000004127 Cytokines Human genes 0.000 claims description 6
- 108090000695 Cytokines Proteins 0.000 claims description 6
- 239000003102 growth factor Substances 0.000 claims description 6
- 239000003963 antioxidant agent Substances 0.000 claims description 5
- 239000013538 functional additive Substances 0.000 claims description 5
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 3
- 238000009736 wetting Methods 0.000 claims description 3
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 abstract description 14
- 230000017423 tissue regeneration Effects 0.000 abstract description 5
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 3
- 230000002035 prolonged effect Effects 0.000 abstract description 2
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 abstract 1
- 231100000956 nontoxicity Toxicity 0.000 abstract 1
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 abstract 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 35
- 239000000499 gel Substances 0.000 description 24
- 239000000463 material Substances 0.000 description 24
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 16
- 241000699666 Mus <mouse, genus> Species 0.000 description 13
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 12
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 11
- 210000002950 fibroblast Anatomy 0.000 description 11
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 11
- 102000008186 Collagen Human genes 0.000 description 10
- 108010035532 Collagen Proteins 0.000 description 10
- 229920001436 collagen Polymers 0.000 description 10
- 229920000747 poly(lactic acid) Polymers 0.000 description 10
- 239000000560 biocompatible material Substances 0.000 description 9
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 9
- 230000008569 process Effects 0.000 description 9
- 239000000017 hydrogel Substances 0.000 description 8
- 230000001954 sterilising effect Effects 0.000 description 8
- 238000004659 sterilization and disinfection Methods 0.000 description 8
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 7
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 7
- 102000010834 Extracellular Matrix Proteins Human genes 0.000 description 6
- 108010037362 Extracellular Matrix Proteins Proteins 0.000 description 6
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 6
- 210000002744 extracellular matrix Anatomy 0.000 description 6
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 6
- 230000002503 metabolic effect Effects 0.000 description 6
- LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N Ethanol Chemical compound CCO LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 230000001764 biostimulatory effect Effects 0.000 description 5
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 5
- 230000002062 proliferating effect Effects 0.000 description 5
- CURLTUGMZLYLDI-UHFFFAOYSA-N Carbon dioxide Chemical compound O=C=O CURLTUGMZLYLDI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 238000004113 cell culture Methods 0.000 description 4
- 231100000433 cytotoxic Toxicity 0.000 description 4
- 230000001472 cytotoxic effect Effects 0.000 description 4
- 239000012634 fragment Substances 0.000 description 4
- 239000008273 gelatin Substances 0.000 description 4
- 229920000159 gelatin Polymers 0.000 description 4
- 238000000338 in vitro Methods 0.000 description 4
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 4
- 239000003550 marker Substances 0.000 description 4
- 239000003960 organic solvent Substances 0.000 description 4
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 4
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 4
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 4
- 230000002588 toxic effect Effects 0.000 description 4
- QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-N Acetic acid Chemical compound CC(O)=O QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 102000012422 Collagen Type I Human genes 0.000 description 3
- 108010022452 Collagen Type I Proteins 0.000 description 3
- YMWUJEATGCHHMB-UHFFFAOYSA-N Dichloromethane Chemical compound ClCCl YMWUJEATGCHHMB-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 108010010803 Gelatin Proteins 0.000 description 3
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 3
- 229920000954 Polyglycolide Polymers 0.000 description 3
- VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N Silicium dioxide Chemical compound O=[Si]=O VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M Sodium chloride Chemical compound [Na+].[Cl-] FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 3
- 229920003232 aliphatic polyester Polymers 0.000 description 3
- 239000012298 atmosphere Substances 0.000 description 3
- 230000004071 biological effect Effects 0.000 description 3
- 239000012620 biological material Substances 0.000 description 3
- 230000007547 defect Effects 0.000 description 3
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 3
- 235000019322 gelatine Nutrition 0.000 description 3
- 235000011852 gelatine desserts Nutrition 0.000 description 3
- 238000002347 injection Methods 0.000 description 3
- 239000007924 injection Substances 0.000 description 3
- -1 polypropylene fumarate Polymers 0.000 description 3
- 239000000047 product Substances 0.000 description 3
- 230000035755 proliferation Effects 0.000 description 3
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 3
- 231100000331 toxic Toxicity 0.000 description 3
- FHVDTGUDJYJELY-UHFFFAOYSA-N 6-{[2-carboxy-4,5-dihydroxy-6-(phosphanyloxy)oxan-3-yl]oxy}-4,5-dihydroxy-3-phosphanyloxane-2-carboxylic acid Chemical compound O1C(C(O)=O)C(P)C(O)C(O)C1OC1C(C(O)=O)OC(OP)C(O)C1O FHVDTGUDJYJELY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 206010002198 Anaphylactic reaction Diseases 0.000 description 2
- 229920001661 Chitosan Polymers 0.000 description 2
- HEDRZPFGACZZDS-UHFFFAOYSA-N Chloroform Chemical compound ClC(Cl)Cl HEDRZPFGACZZDS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- WSFSSNUMVMOOMR-UHFFFAOYSA-N Formaldehyde Chemical compound O=C WSFSSNUMVMOOMR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- AEMRFAOFKBGASW-UHFFFAOYSA-N Glycolic acid Chemical class OCC(O)=O AEMRFAOFKBGASW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- WZUVPPKBWHMQCE-UHFFFAOYSA-N Haematoxylin Chemical compound C12=CC(O)=C(O)C=C2CC2(O)C1C1=CC=C(O)C(O)=C1OC2 WZUVPPKBWHMQCE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 108090000723 Insulin-Like Growth Factor I Proteins 0.000 description 2
- 241000699670 Mus sp. Species 0.000 description 2
- 241000283973 Oryctolagus cuniculus Species 0.000 description 2
- 239000002202 Polyethylene glycol Substances 0.000 description 2
- 241000700159 Rattus Species 0.000 description 2
- 239000013543 active substance Substances 0.000 description 2
- 230000001464 adherent effect Effects 0.000 description 2
- 229940072056 alginate Drugs 0.000 description 2
- 229920000615 alginic acid Polymers 0.000 description 2
- 235000010443 alginic acid Nutrition 0.000 description 2
- 230000000735 allogeneic effect Effects 0.000 description 2
- 230000002052 anaphylactic effect Effects 0.000 description 2
- 230000036783 anaphylactic response Effects 0.000 description 2
- 208000003455 anaphylaxis Diseases 0.000 description 2
- 238000006065 biodegradation reaction Methods 0.000 description 2
- 239000001569 carbon dioxide Substances 0.000 description 2
- 229910002092 carbon dioxide Inorganic materials 0.000 description 2
- 229910002091 carbon monoxide Inorganic materials 0.000 description 2
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 2
- 230000004663 cell proliferation Effects 0.000 description 2
- 231100000135 cytotoxicity Toxicity 0.000 description 2
- 230000003013 cytotoxicity Effects 0.000 description 2
- 231100000263 cytotoxicity test Toxicity 0.000 description 2
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 2
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 2
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 2
- 239000001963 growth medium Substances 0.000 description 2
- 238000007490 hematoxylin and eosin (H&E) staining Methods 0.000 description 2
- 230000002209 hydrophobic effect Effects 0.000 description 2
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 2
- 239000002609 medium Substances 0.000 description 2
- 108700005457 microfibrillar Proteins 0.000 description 2
- 239000004570 mortar (masonry) Substances 0.000 description 2
- 239000013642 negative control Substances 0.000 description 2
- 229920001610 polycaprolactone Polymers 0.000 description 2
- 229920001223 polyethylene glycol Polymers 0.000 description 2
- 239000002861 polymer material Substances 0.000 description 2
- 229920001299 polypropylene fumarate Polymers 0.000 description 2
- 102000004169 proteins and genes Human genes 0.000 description 2
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 description 2
- 230000001698 pyrogenic effect Effects 0.000 description 2
- 239000002994 raw material Substances 0.000 description 2
- 230000008929 regeneration Effects 0.000 description 2
- 238000011069 regeneration method Methods 0.000 description 2
- 238000011160 research Methods 0.000 description 2
- 239000011780 sodium chloride Substances 0.000 description 2
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 2
- 230000004936 stimulating effect Effects 0.000 description 2
- 238000007920 subcutaneous administration Methods 0.000 description 2
- 238000006467 substitution reaction Methods 0.000 description 2
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 2
- 238000003786 synthesis reaction Methods 0.000 description 2
- 229920001059 synthetic polymer Polymers 0.000 description 2
- 231100000167 toxic agent Toxicity 0.000 description 2
- 231100000419 toxicity Toxicity 0.000 description 2
- 230000001988 toxicity Effects 0.000 description 2
- 230000029663 wound healing Effects 0.000 description 2
- 239000011701 zinc Substances 0.000 description 2
- CXQWRCVTCMQVQX-LSDHHAIUSA-N (+)-taxifolin Chemical compound C1([C@@H]2[C@H](C(C3=C(O)C=C(O)C=C3O2)=O)O)=CC=C(O)C(O)=C1 CXQWRCVTCMQVQX-LSDHHAIUSA-N 0.000 description 1
- KIUKXJAPPMFGSW-DNGZLQJQSA-N (2S,3S,4S,5R,6R)-6-[(2S,3R,4R,5S,6R)-3-Acetamido-2-[(2S,3S,4R,5R,6R)-6-[(2R,3R,4R,5S,6R)-3-acetamido-2,5-dihydroxy-6-(hydroxymethyl)oxan-4-yl]oxy-2-carboxy-4,5-dihydroxyoxan-3-yl]oxy-5-hydroxy-6-(hydroxymethyl)oxan-4-yl]oxy-3,4,5-trihydroxyoxane-2-carboxylic acid Chemical compound CC(=O)N[C@H]1[C@H](O)O[C@H](CO)[C@@H](O)[C@@H]1O[C@H]1[C@H](O)[C@@H](O)[C@H](O[C@H]2[C@@H]([C@@H](O[C@H]3[C@@H]([C@@H](O)[C@H](O)[C@H](O3)C(O)=O)O)[C@H](O)[C@@H](CO)O2)NC(C)=O)[C@@H](C(O)=O)O1 KIUKXJAPPMFGSW-DNGZLQJQSA-N 0.000 description 1
- RKDVKSZUMVYZHH-UHFFFAOYSA-N 1,4-dioxane-2,5-dione Chemical compound O=C1COC(=O)CO1 RKDVKSZUMVYZHH-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 241000700198 Cavia Species 0.000 description 1
- 102000000503 Collagen Type II Human genes 0.000 description 1
- 108010041390 Collagen Type II Proteins 0.000 description 1
- 239000006144 Dulbecco’s modified Eagle's medium Substances 0.000 description 1
- 102000016942 Elastin Human genes 0.000 description 1
- 108010014258 Elastin Proteins 0.000 description 1
- 102000018233 Fibroblast Growth Factor Human genes 0.000 description 1
- 108050007372 Fibroblast Growth Factor Proteins 0.000 description 1
- 102000016359 Fibronectins Human genes 0.000 description 1
- 108010067306 Fibronectins Proteins 0.000 description 1
- 206010020751 Hypersensitivity Diseases 0.000 description 1
- 102000004218 Insulin-Like Growth Factor I Human genes 0.000 description 1
- 108090001117 Insulin-Like Growth Factor II Proteins 0.000 description 1
- 102000048143 Insulin-Like Growth Factor II Human genes 0.000 description 1
- 206010029113 Neovascularisation Diseases 0.000 description 1
- GRYLNZFGIOXLOG-UHFFFAOYSA-N Nitric acid Chemical compound O[N+]([O-])=O GRYLNZFGIOXLOG-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- CTQNGGLPUBDAKN-UHFFFAOYSA-N O-Xylene Chemical compound CC1=CC=CC=C1C CTQNGGLPUBDAKN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920001244 Poly(D,L-lactide) Polymers 0.000 description 1
- 229920001710 Polyorthoester Polymers 0.000 description 1
- 239000004372 Polyvinyl alcohol Substances 0.000 description 1
- 102000013275 Somatomedins Human genes 0.000 description 1
- 239000004809 Teflon Substances 0.000 description 1
- 229920006362 Teflon® Polymers 0.000 description 1
- 108060008682 Tumor Necrosis Factor Proteins 0.000 description 1
- HCHKCACWOHOZIP-UHFFFAOYSA-N Zinc Chemical compound [Zn] HCHKCACWOHOZIP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 231100000987 absorbed dose Toxicity 0.000 description 1
- 125000001931 aliphatic group Chemical group 0.000 description 1
- 229920005576 aliphatic polyanhydride Polymers 0.000 description 1
- 239000000956 alloy Substances 0.000 description 1
- 229910045601 alloy Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000000890 antigenic effect Effects 0.000 description 1
- 230000001174 ascending effect Effects 0.000 description 1
- 235000013871 bee wax Nutrition 0.000 description 1
- 239000012166 beeswax Substances 0.000 description 1
- 238000005842 biochemical reaction Methods 0.000 description 1
- 229920000249 biocompatible polymer Polymers 0.000 description 1
- 229920000704 biodegradable plastic Polymers 0.000 description 1
- 239000005312 bioglass Substances 0.000 description 1
- 239000006227 byproduct Substances 0.000 description 1
- 239000000969 carrier Substances 0.000 description 1
- 230000024245 cell differentiation Effects 0.000 description 1
- 210000000170 cell membrane Anatomy 0.000 description 1
- 238000002659 cell therapy Methods 0.000 description 1
- 230000001413 cellular effect Effects 0.000 description 1
- 230000036755 cellular response Effects 0.000 description 1
- 239000000919 ceramic Substances 0.000 description 1
- 239000003153 chemical reaction reagent Substances 0.000 description 1
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 1
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 1
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 1
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 1
- 238000004132 cross linking Methods 0.000 description 1
- 238000012258 culturing Methods 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 230000018109 developmental process Effects 0.000 description 1
- 230000004069 differentiation Effects 0.000 description 1
- XCGZWJIXHMSSQC-UHFFFAOYSA-N dihydroquercetin Natural products OC1=CC2OC(=C(O)C(=O)C2C(O)=C1)c1ccc(O)c(O)c1 XCGZWJIXHMSSQC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000010790 dilution Methods 0.000 description 1
- 239000012895 dilution Substances 0.000 description 1
- 230000008034 disappearance Effects 0.000 description 1
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 1
- 239000002552 dosage form Substances 0.000 description 1
- 238000004980 dosimetry Methods 0.000 description 1
- 229920002549 elastin Polymers 0.000 description 1
- 238000001523 electrospinning Methods 0.000 description 1
- YQGOJNYOYNNSMM-UHFFFAOYSA-N eosin Chemical compound [Na+].OC(=O)C1=CC=CC=C1C1=C2C=C(Br)C(=O)C(Br)=C2OC2=C(Br)C(O)=C(Br)C=C21 YQGOJNYOYNNSMM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000007717 exclusion Effects 0.000 description 1
- 239000000284 extract Substances 0.000 description 1
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 1
- 238000011049 filling Methods 0.000 description 1
- 229920002313 fluoropolymer Polymers 0.000 description 1
- JBFHTYHTHYHCDJ-UHFFFAOYSA-N gamma-caprolactone Chemical compound CCC1CCC(=O)O1 JBFHTYHTHYHCDJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 1
- 150000004676 glycans Chemical class 0.000 description 1
- 230000012010 growth Effects 0.000 description 1
- 230000036541 health Effects 0.000 description 1
- 210000003630 histaminocyte Anatomy 0.000 description 1
- 229920002674 hyaluronan Polymers 0.000 description 1
- 229960003160 hyaluronic acid Drugs 0.000 description 1
- 230000005660 hydrophilic surface Effects 0.000 description 1
- 230000002163 immunogen Effects 0.000 description 1
- 230000005847 immunogenicity Effects 0.000 description 1
- 238000010348 incorporation Methods 0.000 description 1
- 238000011534 incubation Methods 0.000 description 1
- 208000015181 infectious disease Diseases 0.000 description 1
- 230000036512 infertility Effects 0.000 description 1
- 238000001990 intravenous administration Methods 0.000 description 1
- 230000005865 ionizing radiation Effects 0.000 description 1
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 1
- 230000000622 irritating effect Effects 0.000 description 1
- 210000002510 keratinocyte Anatomy 0.000 description 1
- JJTUDXZGHPGLLC-UHFFFAOYSA-N lactide Chemical compound CC1OC(=O)C(C)OC1=O JJTUDXZGHPGLLC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000002386 leaching Methods 0.000 description 1
- 230000007762 localization of cell Effects 0.000 description 1
- 238000012423 maintenance Methods 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 229940127554 medical product Drugs 0.000 description 1
- 230000004060 metabolic process Effects 0.000 description 1
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 150000002739 metals Chemical class 0.000 description 1
- 238000001000 micrograph Methods 0.000 description 1
- 238000002156 mixing Methods 0.000 description 1
- 239000000178 monomer Substances 0.000 description 1
- 230000000877 morphologic effect Effects 0.000 description 1
- 229910017604 nitric acid Inorganic materials 0.000 description 1
- 235000015097 nutrients Nutrition 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 230000008520 organization Effects 0.000 description 1
- 239000012188 paraffin wax Substances 0.000 description 1
- 231100000915 pathological change Toxicity 0.000 description 1
- 230000036285 pathological change Effects 0.000 description 1
- 238000005191 phase separation Methods 0.000 description 1
- 229920003023 plastic Polymers 0.000 description 1
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 1
- 239000004014 plasticizer Substances 0.000 description 1
- 238000007747 plating Methods 0.000 description 1
- 229920001432 poly(L-lactide) Polymers 0.000 description 1
- 229920001308 poly(aminoacid) Polymers 0.000 description 1
- 229920000117 poly(dioxanone) Polymers 0.000 description 1
- 229920001483 poly(ethyl methacrylate) polymer Polymers 0.000 description 1
- 229920002627 poly(phosphazenes) Polymers 0.000 description 1
- 229920000058 polyacrylate Polymers 0.000 description 1
- 239000004632 polycaprolactone Substances 0.000 description 1
- 239000003505 polymerization initiator Substances 0.000 description 1
- 229920001282 polysaccharide Polymers 0.000 description 1
- 239000005017 polysaccharide Substances 0.000 description 1
- 229920002689 polyvinyl acetate Polymers 0.000 description 1
- 239000011118 polyvinyl acetate Substances 0.000 description 1
- 229920002451 polyvinyl alcohol Polymers 0.000 description 1
- 229920000036 polyvinylpyrrolidone Polymers 0.000 description 1
- 235000013855 polyvinylpyrrolidone Nutrition 0.000 description 1
- 239000001267 polyvinylpyrrolidone Substances 0.000 description 1
- 229910052573 porcelain Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000013641 positive control Substances 0.000 description 1
- 230000008092 positive effect Effects 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 238000010926 purge Methods 0.000 description 1
- 238000000746 purification Methods 0.000 description 1
- 239000002510 pyrogen Substances 0.000 description 1
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 238000012552 review Methods 0.000 description 1
- 231100000241 scar Toxicity 0.000 description 1
- 230000001235 sensitizing effect Effects 0.000 description 1
- 210000003491 skin Anatomy 0.000 description 1
- 239000010935 stainless steel Substances 0.000 description 1
- 229910001220 stainless steel Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000010561 standard procedure Methods 0.000 description 1
- 239000012086 standard solution Substances 0.000 description 1
- 210000000130 stem cell Anatomy 0.000 description 1
- 210000002536 stromal cell Anatomy 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- 230000007838 tissue remodeling Effects 0.000 description 1
- 231100000563 toxic property Toxicity 0.000 description 1
- 238000002054 transplantation Methods 0.000 description 1
- 102000003390 tumor necrosis factor Human genes 0.000 description 1
- 229920002554 vinyl polymer Polymers 0.000 description 1
- 239000008096 xylene Substances 0.000 description 1
- 229910052725 zinc Inorganic materials 0.000 description 1
Images
Landscapes
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Manufacture Of Porous Articles, And Recovery And Treatment Of Waste Products (AREA)
Abstract
Description
Изобретения относятся к области медицины, в частности к заместительной и регенеративной медицине, и могут быть использованы в тканевой инженерии и при замещении дефектов костных и мягких тканей в качестве биоактивного резорбируемого пористого 3D-матрикса (БРПМ).The invention relates to the field of medicine, in particular to replacement and regenerative medicine, and can be used in tissue engineering and in the replacement of defects in bone and soft tissues as a bioactive resorbable porous 3D matrix (BRPM).
Фундаментальной проблемой современной клинической трансплантологии является повсеместная нехватка донорских органов, которая, согласно прогнозам на ближайшие годы, будет только увеличиваться.The fundamental problem of modern clinical transplantology is the widespread shortage of donor organs, which, according to forecasts for the coming years, will only increase.
В последние годы при поиске альтернативных способов компенсации или замены поврежденных жизненно важных органов и тканей основной акцент в решении этих проблем делается на использование технологий регенеративной клеточной медицины [Atala A., Lanza R., Thompson J., Nerem R., Principles of regenerative medicine. Academic Press is an imprint of Elsevier, First edition, 2008, 1473 p.].In recent years, in the search for alternative methods of compensating or replacing damaged vital organs and tissues, the main emphasis in solving these problems has been on the use of regenerative cell medicine technologies [Atala A., Lanza R., Thompson J., Nerem R., Principles of regenerative medicine . Academic Press is an imprint of Elsevier, First edition, 2008, 1473 p.].
Технологии регенеративной клеточной медицины можно разделить на три группы:Regenerative cell medicine technologies can be divided into three groups:
- клеточная терапия - использование стволовых клеток или сигнальных биомолекул для стимуляции процессов регенерации тканей;- cell therapy - the use of stem cells or signal biomolecules to stimulate tissue regeneration processes;
- биостимуляция регенерации тканей пациента с помощью биоактивных биополимерных материалов;- biostimulation of tissue regeneration of the patient using bioactive biopolymer materials;
- тканевая инженерия - тканеинженерные конструкции (ТИК) органов и тканей.- tissue engineering - tissue engineering structures (TEC) of organs and tissues.
В свою очередь, ТИК включают в себя следующие компоненты:In turn, TECs include the following components:
- аутологичные или аллогенные клетки, способные формировать функционирующий внеклеточный матрикс;- autologous or allogeneic cells capable of forming a functioning extracellular matrix;
- подходящий биодеградируемый носитель (матрикс, каркас) для трансплантации клеток;- a suitable biodegradable carrier (matrix, framework) for cell transplantation;
- биоактивные молекулы (цитокины, факторы роста), которые оказывают стимулирующее действие на клетки поврежденной ткани [Plase E.S., Evans D.N., Stevens M.M., Complexity in biomaterials for tissue engineering, Nature Materials, 2009, 8, pp.457-470; Севастьянов В.И., Перова H.B., Немец E.A., Сургученко В.А., Пономарева А.С., Примеры экспериментально-клинического применения биосовместимых материалов в регенеративной медицине. В книге: Биосовместимые материалы (учебное пособие). Под ред. В.И. Севастьянова и М.П. Кирпичникова. Изд-во «МИА», М., 2011 г., Часть II, глава 3, с.237-252].- bioactive molecules (cytokines, growth factors) that have a stimulating effect on cells of damaged tissue [Plase E.S., Evans D.N., Stevens M.M., Complexity in biomaterials for tissue engineering, Nature Materials, 2009, 8, pp. 457-470; Sevastyanov V.I., Perova H.B., German E.A., Surguchenko V.A., Ponomareva A.S., Examples of experimental-clinical use of biocompatible materials in regenerative medicine. In the book: Biocompatible materials (study guide). Ed. IN AND. Sevastyanova and M.P. Kirpichnikov. Publishing house "MIA", M., 2011, Part II,
Трехмерные биорезорбируемые пористые матриксы являются сегодня базовыми элементами в заместительной и регенеративной медицине, обеспечивающими организацию и поддержание роста, пролиферацию и дифференцировку мультипотентных стромальных клеток в процессе формирования определенных типов живых тканей [Хенч Л., Джонс Д. Биоматериалы, искусственные органы и инжиниринг тканей. Серия «Мир биологии и медицины», Москва, Техносфера, 2007, 305 с.]. Они способствуют локализации клеток в области имплантации, одновременно являясь их носителем и действуя как аналог естественного внеклеточного матрикса (ВКМ) [Шумаков В.И., Севастьянов В.И. Биополимерные матриксы для искусственных органов и тканей. Здравоохранение и медицинская техника. 2003, №4, с.30-33].Three-dimensional bioresorbable porous matrices are today the basic elements in substitution and regenerative medicine, providing the organization and maintenance of growth, proliferation and differentiation of multipotent stromal cells in the process of formation of certain types of living tissues [Hench L., Jones D. Biomaterials, artificial organs and tissue engineering. Series "World of Biology and Medicine", Moscow, Technosphere, 2007, 305 pp.]. They contribute to the localization of cells in the area of implantation, while being their carrier and acting as an analogue of the natural extracellular matrix (VKM) [Shumakov VI, Sevastyanov VI Biopolymer matrices for artificial organs and tissues. Health and medical technology. 2003, No. 4, p.30-33].
Одной из основных проблем разработки и создания ТИК с необходимыми физико-химическими и биологическими свойствами является выбор материалов и технологий формирования трехмерных биорезорбируемых пористых матриксов требуемой архитектоники [Биосовместимые материалы (учебное пособие). Под ред. В.И. Севастьянова и М.П. Кирпичникова. Изд-во «МИА», М., 2011 г., 544 стр.]. К материалам, предназначенным для имплантации в живой организм, предъявляются жесткие и разнообразные требования. В первую очередь - это биологическая совместимость. Материал не должен провоцировать недопустимого клеточного ответа, проявлять иммуногенность и токсичность. Механические свойства материала должны соответствовать характеристикам заменяемой ткани. Материал должен обеспечивать механическую прочность и устойчивость структуры в процессе имплантации, а затем и при ремоделировании ткани. Как и все материалы, контактирующие с человеческим телом, материалы матриксов должны быть легко стерилизуемы для предотвращения занесения и распространения инфекции.One of the main problems in the design and creation of TECs with the necessary physicochemical and biological properties is the choice of materials and technologies for the formation of three-dimensional bioresorbable porous matrices of the required architectonics [Biocompatible materials (study guide). Ed. IN AND. Sevastyanova and M.P. Kirpichnikov. Publishing house "MIA", M., 2011, 544 p.]. The materials intended for implantation in a living organism are subject to stringent and diverse requirements. First of all, it is biocompatibility. The material should not provoke an unacceptable cellular response, show immunogenicity and toxicity. The mechanical properties of the material must match the characteristics of the fabric being replaced. The material should provide mechanical strength and stability of the structure during implantation, and then during tissue remodeling. Like all materials in contact with the human body, matrix materials must be easily sterilized to prevent infection and spread.
Матриксы для ТИК изготавливают из материалов синтетического и природного происхождения (металлы и их сплавы, синтетические полимеры, керамика, биостекла, композитные материалы, хитозан, коллаген, желатин, эластин, фибронектин, альгинат и др.) с соответствующими медико-техническими характеристиками [Биосовместимые материалы (учебное пособие). Под ред. В.И. Севастьянова и М.П. Кирпичникова. Изд-во «МИА», М., 2011 г., 544 стр.]. Матриксы также могут быть получены из биологических тканей определенных типов посредством удаления из них иммуногенных компонентов с сохранением исходной трехмерной структуры [Биосовместимые материалы (учебное пособие). Под ред. В.И. Севастьянова и М.П. Кирпичникова. Изд-во «МИА», М., 2011 г., 544 стр.].Matrices for TECs are made from materials of synthetic and natural origin (metals and their alloys, synthetic polymers, ceramics, bio-glass, composite materials, chitosan, collagen, gelatin, elastin, fibronectin, alginate, etc.) with the corresponding medical and technical characteristics [Biocompatible materials (tutorial). Ed. IN AND. Sevastyanova and M.P. Kirpichnikov. Publishing house "MIA", M., 2011, 544 p.]. Matrices can also be obtained from biological tissues of certain types by removing from them immunogenic components while maintaining the original three-dimensional structure [Biocompatible materials (study guide). Ed. IN AND. Sevastyanova and M.P. Kirpichnikov. Publishing house "MIA", M., 2011, 544 p.].
Использование биорезорбируемых полимеров для формирования матриксов особенно привлекательно. В современной литературе используется несколько терминов, характеризующих степень и механизм деградации полимерных материалов. Согласно определению М. Верта [Vert М, Li M.S,. Spenlehauer G, Guerin P., Bioresorbability and biocompatibility of aliphatic polyesters, J. Mater. Science: Mater. Med., 1992, 3, 432-436], к биодеградируемым относятся твердые полимерные материалы, которые распадаются при взаимодействии с биологическими системами на низкомолекулярные фрагменты в результате макромолекулярной деградации, рассеиваясь в живых тканях и, как правило, оставаясь в них в виде побочных продуктов. К биорезорбируемым относятся полимеры, которые растворяются в организме и затем полностью им поглощаются в результате биохимических реакций или процессов метаболизма. Таким образом, биорезорбция приводит со временем к исчезновению инородного тела (имплантата) без каких-либо побочных эффектов.The use of bioresorbable polymers to form matrices is particularly attractive. In modern literature, several terms are used that characterize the degree and mechanism of degradation of polymeric materials. According to the definition of M. Vert [Vert M, Li M.S. Spenlehauer G, Guerin P., Bioresorbability and biocompatibility of aliphatic polyesters, J. Mater. Science: Mater. Med., 1992, 3, 432-436], biodegradable materials include solid polymeric materials that decompose when interacting with biological systems into low molecular weight fragments as a result of macromolecular degradation, scattering in living tissues and, as a rule, remaining in them as by-products . Bioresorbable are polymers that dissolve in the body and then are completely absorbed by them as a result of biochemical reactions or metabolic processes. Thus, bioresorption leads over time to the disappearance of a foreign body (implant) without any side effects.
Имплантируемый матрикс из биорезорбируемого материала действует как временный каркас, способствующий формированию зрелой ткани. При этом скорость резорбции материала матрикса должна коррелировать определенным образом со скоростью регенерации ткани в каждом конкретном случае. Этот процесс, в идеале, должен приводить к формированию новых тканей требуемых типов, полностью интегрированных с тканями организма, существовавшими ранее.The implantable matrix of bioresorbable material acts as a temporary framework that promotes the formation of mature tissue. In this case, the rate of resorption of the matrix material should correlate in a certain way with the rate of tissue regeneration in each case. This process, ideally, should lead to the formation of new tissues of the required types, fully integrated with the tissues of the body that existed previously.
Суммируя сказанное, матриксы для ТИК должны обладать следующими принципиально важными свойствами:Summing up, matrices for TECs should have the following fundamentally important properties:
- многофункциональностью (выполнять одновременно функции каркаса, подложки и питательной среды для клеточных культур);- multifunctionality (to simultaneously perform the functions of the frame, substrate and nutrient medium for cell cultures);
- механической прочностью и эластичностью, достаточной для хирургических манипуляций;- mechanical strength and elasticity sufficient for surgical procedures;
- биосовместимостью на белковом и клеточном уровне;- biocompatibility at the protein and cellular level;
- способностью стимулировать пролиферацию и дифференциацию клеток;- the ability to stimulate cell proliferation and differentiation;
- пористой структурой, обеспечивающей процессы неоваскуляризации;- a porous structure providing neovascularization processes;
- возможностью стерилизации стандартными способами без изменения их физико-химических и биохимических характеристик.- the possibility of sterilization by standard methods without changing their physico-chemical and biochemical characteristics.
Широкое распространение получили биорезорбируемые матриксы на основе биополимерных материалов и синтетических резорбируемых полимеров.Bioresorbable matrices based on biopolymer materials and synthetic resorbable polymers are widely used.
Среди природных материалов следует обратить внимание на коллаген, являющийся основным компонентом внеклеточного матрикса, его денатурированную форму - желатин, альгинат (природный полисахарид), имеющий сходство с гликокомпонентами внеклеточного матрикса, раствор которого способен образовывать гидрогели в присутствии двухвалентных ионов, а также хитозан и гиалуроновую кислоту. [Сургученко В.А., Матриксы для тканевой инженерии и гибридных органов. В книге: Биосовместимые материалы. Под ред. В.И. Севастьянова и М.П. Кирпичникова. Изд-во «МИА», М., 2011 г., Часть II, глава 1, с.199-228; Хенч Л., Джонс Д., Биоматериалы, искусственные органы и инжиниринг тканей. Серия «Мир биологии и медицины», Москва, Техносфера, 2007, 305 с.].Among natural materials, one should pay attention to collagen, which is the main component of the extracellular matrix, its denatured form - gelatin, alginate (a natural polysaccharide), which resembles the glycocomponents of the extracellular matrix, a solution of which can form hydrogels in the presence of divalent ions, as well as chitosan and hyaluronic acid . [Surguchenko VA, Matrices for tissue engineering and hybrid organs. In the book: Biocompatible materials. Ed. IN AND. Sevastyanova and M.P. Kirpichnikov. MIA Publishing House, M., 2011, Part II,
Коллаген обладает исключительно слабыми антигенными свойствами, также обладает чрезвычайно слабыми анафилактогенными и токсическими свойствами. Однако, наряду с перечисленными преимуществами, серьезным недостатком коллагеновых матриксов является нерегулируемое время биодеградации и ограниченный срок функционирования коллагеновых изделий (до 1 месяца) в условиях живого организма, что недостаточно для полного восстановления и приводит к формированию рубцовой ткани.Collagen has extremely weak antigenic properties, and also has extremely weak anaphylactogenic and toxic properties. However, along with the listed advantages, a serious drawback of collagen matrices is an unregulated biodegradation time and a limited period of functioning of collagen products (up to 1 month) in a living organism, which is insufficient for complete recovery and leads to the formation of scar tissue.
Для уменьшения скорости биодеградации были разработаны способы формирования гетерогенной надмолекулярной структуры гидрогелей, содержащих основные компоненты внеклеточного матрикса сельскохозяйственных животных [Патент РФ №2249462, Патент РФ №2433828].To reduce the rate of biodegradation, methods have been developed for the formation of a heterogeneous supramolecular structure of hydrogels containing the main components of the extracellular matrix of farm animals [RF Patent No. 22449462, RF Patent No. 2433828].
Основным недостатком биополимерных гидрогелевых материалов является невозможность создания из них каркасов заданной конфигурации с необходимыми физико-механическими свойствами.The main disadvantage of biopolymer hydrogel materials is the impossibility of creating from them skeletons of a given configuration with the necessary physical and mechanical properties.
Среди синтетических биодеградируемых материалов широко используют полимеры и сополимеры молочной и гликолевой кислот, поликапролактон, полипропиленфумарат, моноангидриды, полиортоэфиры и др. [Сургученко В.А., Матриксы для тканевой инженерии и гибридных органов. В книге: Биосовместимые материалы. Под ред. В.И. Севастьянова и М.П. Кирпичникова. Изд-во «МИА», М., 2011 г., Часть II, глава 1, с.199-228., Vert M, Li M.S,. Spenlehauer G, Guerin P., Bioresorbability and biocompatibility of aliphatic polyesters, J. Mater. Science: Mater. Med., 1992,. 3,. 432-436].Among synthetic biodegradable materials, polymers and copolymers of lactic and glycolic acids, polycaprolactone, polypropylene fumarate, monoanhydrides, polyorthoesters, etc. are widely used [Surguchenko VA, Matrices for tissue engineering and hybrid organs. In the book: Biocompatible materials. Ed. IN AND. Sevastyanova and M.P. Kirpichnikov. MIA Publishing House, M., 2011, Part II,
Анализируя результаты большого количества различных экспериментальных работ, посвященных изучению процессов взаимодействия описанных выше полимерных соединений с живой тканью, можно получить представление о средних сроках их биорезорбции в организме [Hutmacher D., Markus M.S., Hurzeler В., Schliephake H., A review of material properties of biodegradable and bioresorbable polymers and devices for GTR and GBR applications. Intern. J Oral&Maxillofacial Implants, 1996, v.11, pp.667-678]:By analyzing the results of a large number of different experimental studies on the interaction processes of the above polymer compounds with living tissue, one can get an idea of the average duration of their bioresorption in the body [Hutmacher D., Markus MS, Hurzeler B., Schliephake H., A review of material properties of biodegradable and bioresorbable polymers and devices for GTR and GBR applications. Intern. J Oral & Maxillofacial Implants, 1996, v.11, pp.667-678]:
Основным недостатком синтетических алифатических полимеров является их высокая гидрофобность, что отрицательно влияет на их взаимодействие с клеточными культурами. Кроме того, слабо выраженные биоактивные свойства полилактидов и их сополимеров относительно пролиферации клеток и регенерации тканей существенно ограничивают их применения в заместительной и регенеративной медицине.The main disadvantage of synthetic aliphatic polymers is their high hydrophobicity, which negatively affects their interaction with cell cultures. In addition, the weakly expressed bioactive properties of polylactides and their copolymers with respect to cell proliferation and tissue regeneration significantly limit their use in replacement and regenerative medicine.
Аналогами изобретений заявляемой группы можно считать различные коллагенсодержащие вещества, биокомпозиции и способы их получения, которые могут использоваться для хирургических и биопластических целей: например, способ получения средства, стимулирующего репаративные процессы (патент РФ №2065745, 1996 г.); ранозаживляющее покрытие (патент РФ №2085217, 1997 г.), материал для пластики тканей (патент РФ №2137441, 1999 г.), армированный трансплантат для склеропластических операций (патент РФ №2140242, 1999 г.), антиадгезионный агент (патент РФ №2155592, 2000 г.), биосовместимый полимерный материал и способ его получения (патент РФ №2162343, 2001 г.), коллагенсодержащий материал для кератинопластики (патент США №6197330, 2001 г.), пористый композиционный хитозан-желатиновый матрикс для заполнения костных дефектов (патент РФ №2421229, 2010 г.).Different collagen-containing substances, biocompositions and methods for their preparation, which can be used for surgical and bioplastic purposes, can be considered as analogues of the inventions of the claimed group: for example, a method for producing a means stimulating reparative processes (RF patent No. 2065745, 1996); wound healing coating (RF patent No. 2085217, 1997), tissue plastic material (RF patent No. 2137441, 1999), a reinforced graft for scleroplastic operations (RF patent No. 2140242, 1999), release agent (RF patent No. 2155592, 2000), a biocompatible polymer material and method for its preparation (RF patent No. 2162343, 2001), collagen-containing material for keratinoplasty (US patent No. 6197330, 2001), a porous composite chitosan-gelatin matrix for filling bone defects (RF patent No. 2421229, 2010).
В перечисленных разработках содержится в основном описание использования гомогенного коллагена и его денатурированной формы желатина в комбинации с резорбируемыми или биостабильными полимерами.The listed developments mainly contain a description of the use of homogeneous collagen and its denatured form of gelatin in combination with resorbable or biostable polymers.
В качестве наиболее близкого аналога (прототипа), как в части БРПМ, так и в части способа его получения можно рассмотреть патент РФ №2464987, где речь идет о способе получения резорбируемой полилактидной матрицы для культивирования и имплантации клеток, предназначенных для заживления ран.As the closest analogue (prototype), both in terms of BRPM and part of the method for its preparation, we can consider RF patent No. 2464987, which refers to a method for producing a resorbable polylactide matrix for culturing and implanting cells intended for wound healing.
Известный способ-прототип предполагает получение резорбируемой гидрофильной пористой полилактидной матрицы, равномерно покрытой микрофибриллярным коллагеном 1-го типа. Предварительно получают гидрофобную пористую полилактидную матрицу толщиной от 13 мкм до 15 мкм и диаметром пор от 2 мкм до 3 мкм. Затем проводят нанесение на гидрофобную пористую полилактидную матрицу 0,01%-ного раствора коллагена 1-го типа в 0,1%-ной уксусной кислоте, инкубируют в течение 30 минут при комнатной температуре, далее поверхность матрицы промывают фосфатно-солевым буфером pH 7,4 для удаления несвязавшегося с субстратом белка. Данную процедуру проводят двукратно. Гидрофильную поверхность пористой полилактидной матрицы, равномерно покрытую микрофибриллярными структурами коллагена диаметром от 10 нм до 20 нм, используют для культивирования кератиноцитов человека.The known prototype method involves obtaining a resorbable hydrophilic porous polylactide matrix uniformly coated with microfibrillar collagen of the 1st type. Previously, a hydrophobic porous polylactide matrix is obtained with a thickness of 13 μm to 15 μm and a pore diameter of 2 μm to 3 μm. Then, a 0.01% solution of
Основными недостатками этого способа получения пористого композиционного матрикса являются:The main disadvantages of this method of obtaining a porous composite matrix are:
- использование токсичного органического растворителя (хлорид метилена) при создании полилактидной матрицы;- the use of a toxic organic solvent (methylene chloride) to create a polylactide matrix;
- ограниченные возможности для применения в качестве ТИК, так как получаемые резорбируемые матрицы из полилактида и коллагена I типа (толщина не более 15 мкм, диаметр пор 2-3 мкм) не предназначены для использования в качестве 3D-матриксов в тканеинженерных конструкциях, за исключением ТИК кожи;- limited possibilities for use as TECs, since the resulting resorbable matrices from polylactide and type I collagen (thickness not more than 15 μm, pore diameter 2-3 μm) are not intended for use as 3D matrices in tissue engineering structures, with the exception of TEC skin
- слабо выраженные регенераторные свойства из-за использования только одного компонента ВКМ - коллагена I типа.- weakly expressed regenerative properties due to the use of only one component of VKM - type I collagen.
Существуют различные технологии изготовления высокопористых (60-90 объемных %) биосовместимых матриксов (носителей, каркасов) для тканевой инженерии: метод ультрадиспергирования гидрогелей с последующей сшивкой; нетканое связывание полимерных нитей; метод выщелачивания; порообразование с использованием газов; методы с фазовым разделением; электроспиннинг; метод биопринтирования; формирование пористых матриксов с помощью технологий сверхкритических флюидов (СКФ) [Василец В.Н. Методы изготовления матриксов. В книге: Биосовместимые материалы (учебное пособие). Под ред. В.И. Севастьянова и М.П. Кирпичникова. Изд-во «МИА», М., 2011 г., Часть II, глава 2, с.229-236].There are various manufacturing techniques for highly porous (60-90 volume%) biocompatible matrices (carriers, scaffolds) for tissue engineering: the method of ultradispersion of hydrogels with subsequent crosslinking; non-woven bonding of polymer threads; leaching method; gas pore formation; phase separation methods; electrospinning; bioprinting method; formation of porous matrices using supercritical fluid (GFR) technologies [V. Vasilets Matrix manufacturing methods. In the book: Biocompatible materials (study guide). Ed. IN AND. Sevastyanova and M.P. Kirpichnikov. Publishing house "MIA", M., 2011, Part II,
Однако при анализе научно-технической литературы нам не удалось найти сведения о БРПМ, представляющем собой композиционный материал из синтетического частично-кристаллического полимера медицинского назначения и инкорпорированного в часть его пор биополимерного гетерогенного геля, который можно было бы использовать в качестве универсальной ТИК для заместительной и регенеративной медицины различных органов и систем. Соответственно в уровне техники отсутствуют сведения о способе получения такого БРПМ.However, when analyzing the scientific and technical literature, we were not able to find information about the BPM, which is a composite material from a synthetic partially crystalline polymer for medical use and a biopolymer heterogeneous gel incorporated into its pores, which could be used as a universal TEC for substitution and regenerative medicine of various organs and systems. Accordingly, in the prior art there is no information about the method of obtaining such a BPM.
Нами поставлена задача создать твердотельный БРПМ с высокими биостимулирующими свойствами, который может быть использован в качестве универсальной ТИК в регенеративной и заместительной медицине различных органов и систем.We set the task to create a solid-state BRM with high biostimulating properties, which can be used as a universal TEC in regenerative and replacement medicine of various organs and systems.
Технический результат, достигаемый при использовании предлагаемой группы изобретений, заключается:The technical result achieved by using the proposed group of inventions is:
- в обеспечении универсальности применения созданного БРПМ в ТИК различных органов и систем за счет 1) сочетания положительных свойств резорбируемых полимеров - получение материала с требуемыми физико-механическими и биохимическими свойствами, и биополимерных гелей - гидрофильность, выраженная биостимуляция тканей, 2) возможности получения БРПМ любого размера и формы, 3) использования в качестве исходного сырья широкого ряда синтетических полимеров; 4) формирования на поверхности пор матрикса гидрофильно-гидрофобной структуры, имитирующей гидрофильно-гидрофобную поверхность клеточных мембран;- to ensure the universality of the use of the created BPM in TECs of various organs and systems due to 1) a combination of the positive properties of the resorbable polymers - obtaining the material with the required physical, mechanical and biochemical properties, and biopolymer gels - hydrophilicity, pronounced tissue biostimulation, 2) the possibility of obtaining any size and shape; 3) using a wide range of synthetic polymers as raw materials; 4) the formation on the pore surface of the matrix of a hydrophilic-hydrophobic structure that mimics the hydrophilic-hydrophobic surface of cell membranes;
- в отсутствии токсичности полученного БРПМ за счет исключения действия токсичных органических растворителей и удаления растворимых в сверхкритическом CO2 (ск-CO2) токсичных соединений;- in the absence of toxicity of the obtained BRDM due to the exclusion of toxic organic solvents and the removal of toxic compounds soluble in supercritical CO 2 (sc-CO 2 );
- в повышении способности к стимуляции регенерации тканей организма за счет использования в составе матрикса биоактивной гелевой компоненты;- to increase the ability to stimulate the regeneration of body tissues due to the use of a bioactive gel component in the matrix;
- в увеличении длительности проявления эффекта биостимуляции за счет меньшей скорости резорбции одной из компонент БРПМ -гетерогенного геля.- in increasing the duration of the manifestation of the effect of biostimulation due to the lower rate of resorption of one of the components of the BRM-heterogeneous gel.
Предлагаемый способ сопровождается удалением растворимых в ск-CO2 токсичных соединений (непрореагировавшие мономеры и низкомолекулярные олигомеры, инициаторы полимеризации, пластификаторы и т.д.), что способствует повышению биосовместимости формирующегося матрикса.The proposed method is accompanied by the removal of toxic compounds soluble in c-CO 2 (unreacted monomers and low molecular weight oligomers, polymerization initiators, plasticizers, etc.), which helps to increase the biocompatibility of the formed matrix.
Важно отметить, что формирование матриксов в нашем способе проводится при температурах, близких к комнатной, что и позволяет использовать в качестве гелевой компоненты термолабильный биологически активный биополимерный гетерогенный гель, и не требует применения дополнительных органических растворителей. Кроме того, ск-CO2 легко и практически без остатка удаляется из полимера после завершения процесса простым сбросом давления ниже критического значения.It is important to note that the formation of matrices in our method is carried out at temperatures close to room temperature, which allows us to use a thermolabile biologically active biopolymer heterogeneous gel as a gel component, and does not require the use of additional organic solvents. In addition, cc-CO 2 is easily and practically without residue removed from the polymer after completion of the process by simply depressurizing below a critical value.
Сущность предлагаемой группы изобретений заключается в следующем.The essence of the proposed group of inventions is as follows.
БРПМ для тканевой инженерии представляет собой композиционный материал из резорбируемого синтетического частично-кристаллического полимера медицинского назначения в виде 3D-матрикса и биополимерного гетерогенного геля. Пористость БРПМ составляет от 60 до 90%, а размер пор колеблется в диапазоне от 2 до 100 мкм. При этом биополимерный гетерогенный гель с размером частиц 30-100 мкм, модулем вязкости 15-70 Па и модулем упругости 45-1200 Па инкорпорирован в часть пор. Соотношение полимер/гель составляет от 99:1 до 50:50 масс.%, значение контактного угла смачивания поверхности матрикса по воде - от 60 градусов до 20 градусов, соответственно. В частном случае биополимерный гетерогенный гель включает функциональную добавку, выбранную из группы: гидроксиапатиты, факторы роста, цитокины, антиоксиданты или их смеси. Способ получения патентуемого биоактивного резорбируемого пористого 3D-матрикса для тканевой инженерии включает следующие операции. Механически растирают смесь порошка резорбируемого синтетического частично-кристаллического полимера медицинского назначения со средним размером частиц 100 мкм и биополимерный гетерогенный гель в соотношении полимер/гель от 99:1 до 50:50 мас.%. Наполняют приготовленной смесью пресс-формы. Предварительно пресс-формы обезжиривают и очищают в ск-CO2 при температуре 60°C, давлении 20 МПа в течение 1 часа. Наполненные пресс-формы помещают в камеру высокого давления, где повышают сначала температуру до 25-40°C, а затем - давление CO2 до 4,0-25,0 МПа. Систему выдерживают в этих условиях 1 час. После чего в течение 30-120 минут сбрасывают давление в реакционной камере до атмосферного значения, а затем понижают температуру до комнатной и извлекают образцы.BPM for tissue engineering is a composite material from a resorbable synthetic partially crystalline polymer for medical purposes in the form of a 3D matrix and a biopolymer heterogeneous gel. The BRPM porosity is from 60 to 90%, and the pore size ranges from 2 to 100 microns. In this case, a biopolymer heterogeneous gel with a particle size of 30-100 μm, a viscosity modulus of 15-70 Pa and an elastic modulus of 45-1200 Pa is incorporated into part of the pores. The polymer / gel ratio is from 99: 1 to 50:50 wt.%, The contact angle of the wetting surface of the matrix in water is from 60 degrees to 20 degrees, respectively. In a particular case, a biopolymer heterogeneous gel includes a functional additive selected from the group: hydroxyapatites, growth factors, cytokines, antioxidants, or mixtures thereof. A method of obtaining a patentable bioactive resorbable porous 3D matrix for tissue engineering includes the following operations. The powder mixture of a resorbable synthetic partially crystalline medical polymer with an average particle size of 100 μm and a biopolymer heterogeneous gel in a polymer / gel ratio of 99: 1 to 50:50 wt.% Are mechanically ground. Fill the prepared mold mixture. Pre-molds are degreased and purified in cc-CO 2 at a temperature of 60 ° C, a pressure of 20 MPa for 1 hour. The filled molds are placed in a high-pressure chamber, where they first increase the temperature to 25-40 ° C, and then the CO 2 pressure to 4.0-25.0 MPa. The system is kept under these conditions for 1 hour. Then within 30-120 minutes the pressure in the reaction chamber is released to atmospheric value, and then the temperature is lowered to room temperature and samples are removed.
В частном случае образцы стерилизуют γ-облучением в дозе 15 кГр.In the particular case, the samples are sterilized by γ-radiation at a dose of 15 kGy.
В частном случае порошок полимера представляет собой сополимер полилактогликолида марки PDLG7507 с размером частиц от 50 до 200 мкм.In a particular case, the polymer powder is a PDLG7507 brand polylactoglycolide copolymer with a particle size of from 50 to 200 microns.
В частном случае биополимерный гетерогенный гель содержит фукциональную добавку, выбранную из группы, включающей гидроксиапатиты, факторы роста, цитокины, антиоксиданты или их смеси.In a particular case, a biopolymer heterogeneous gel contains a functional additive selected from the group consisting of hydroxyapatites, growth factors, cytokines, antioxidants, or mixtures thereof.
Существо изобретений поясняется на следующих фигурах:The invention is illustrated in the following figures:
фиг.1А - общий вид микроструктуры резорбируемого пористого матрикса из PDLG7507. Сканирующий электронный микроскоп JSM-6360 LA (Jeol, Япония), маркер - 200 мкм.figa is a General view of the microstructure of the resorbable porous matrix of PDLG7507. JSM-6360 LA scanning electron microscope (Jeol, Japan), marker - 200 microns.
фиг.1Б - детальная микроструктура резорбируемого пористого 3-D матрикса из PDLG7507, демонстрирующая распределение пор по размеру. Сканирующий электронный микроскоп JSM-6360 LA (Jeol, Япония), маркер - 100 мкм;figb is a detailed microstructure of a resorbable porous 3-D matrix from PDLG7507, showing the distribution of pore size. Scanning electron microscope JSM-6360 LA (Jeol, Japan), marker - 100 microns;
фиг.2А - общий вид микроструктуры биоактивного резорбируемого пористого 3-D матрикса из PDLG7507 и гетерогенного биополимерного геля (Сферогель). Сканирующий электронный микроскоп JSM-6360 LA (Jeol, Япония), маркер - 100 мкм;figa is a General view of the microstructure of a bioactive resorbable porous 3-D matrix from PDLG7507 and a heterogeneous biopolymer gel (Spherogel). Scanning electron microscope JSM-6360 LA (Jeol, Japan), marker - 100 microns;
фиг.2Б - детальная микроструктура биоактивного резорбируемого пористого 3-D матрикса из PDLG7507 и гетерогенного биополимерного геля (Сферогель), иллюстрирующая наличие свободных пор и пор, заполненных биополимерным гелем. Сканирующий электронный микроскоп JSM-6360 LA (Jeol, Япония), маркер - 2 мкм;figb is a detailed microstructure of a bioactive resorbable porous 3-D matrix from PDLG7507 and a heterogeneous biopolymer gel (Spherogel), illustrating the presence of free pores and pores filled with biopolymer gel. Scanning electron microscope JSM-6360 LA (Jeol, Japan), marker - 2 microns;
фиг.3 - результаты исследования метаболической активности фибробластов мыши линии NIH 3T3, адгезированных на поверхности резорбируемого пористого 3-D матрикса из PDLG7507 и биоактивного резорбируемого пористого 3-D матрикса из PDLG7507 и гетерогенного биополимерного геля (Сферогель).figure 3 - the results of a study of the metabolic activity of mouse fibroblasts of the NIH 3T3 line, adhered to the surface of a resorbable porous 3-D matrix from PDLG7507 and a bioactive resorbable porous 3-D matrix from PDLG7507 and a heterogeneous biopolymer gel (Spherogel).
фиг.4 - результаты реакции тканей, прилегающих к имплантату (место имплантации) на 14 сутки после подкожной имплантации резорбируемого пористого 3-D матрикса из PDLG7507 и биоактивного резорбируемого пористого 3-D матрикса из PDLG7507 и гетерогенного биополимерного геля (Сферогель). А - контроль (PDLG7507), Б - образцы БРПМ, где 1 - фрагменты пористого матрикса; 2 - пролиферирующие фибробластоподобные клетки мыши. Окрашивание гематоксилином и эозином. Оптический микроскоп. Увеличение 400.figure 4 - the results of the reaction of tissues adjacent to the implant (implantation site) on the 14th day after subcutaneous implantation of a resorbable porous 3-D matrix from PDLG7507 and a bioactive resorbable porous 3-D matrix from PDLG7507 and a heterogeneous biopolymer gel (Spherogel). A - control (PDLG7507), B - BPM samples, where 1 - fragments of a porous matrix; 2 - proliferating fibroblast-like mouse cells. Hematoxylin and eosin staining. Optical microscope. 400 magnification.
Заявляемый способ получения предлагаемого нами БРПМ осуществляют следующим образом.The inventive method of obtaining our proposed BPM is as follows.
В качестве исходных резорбируемых полимерных материалов могут использоваться любые резорбируемые синтетические частично-кристаллические полимеры, предназначенные для биомедицинских исследований и клинических применений. К ним, в частности, относятся:As the starting resorbable polymeric materials, any resorbable synthetic partially crystalline polymers intended for biomedical research and clinical applications can be used. These include, but are not limited to:
- алифатические полиэфиры, включая полимолочные и полигликолиевые кислоты, а также их сополимеры, сополимеры полимолочной и полигликолиевых кислот с полиэтиленгликолем (ПЭГ), поликопролактоны (такие как, поли-ε-капролактон и поли-γ-капролактон), поли-p-диоксанон, полидиоксепанон, полипропилен фумарат и др.;- aliphatic polyesters, including polylactic and polyglycolic acids, as well as their copolymers, copolymers of polylactic and polyglycolic acids with polyethylene glycol (PEG), polycoprolactones (such as poly-ε-caprolactone and poly-γ-caprolactone), poly-p-dioxanone, polydioxepanone, polypropylene fumarate, etc .;
- полифосфазены, включая полидихлорфосфазены, полиорганофосфазены и др.;- polyphosphazenes, including polydichlorophosphazenes, polyorganophosphazenes, etc .;
- алифатические полиангидриды;- aliphatic polyanhydrides;
- полиакрилаты, включая полиэтилметакрилат и их сополимеры;- polyacrylates, including polyethyl methacrylate and their copolymers;
- поливинилы, включая поливинилацетат, поливиниловый спирт и их сополимеры, поливинилпиролидон и др.;- polyvinyl, including polyvinyl acetate, polyvinyl alcohol and their copolymers, polyvinylpyrrolidone and others;
- полиаминокислоты.- polyamino acids.
Вышеперечисленные полимеры могут быть использованы для создания трехмерных пористых матриксов с помощью технологий сверхкритических флюидов.The above polymers can be used to create three-dimensional porous matrices using supercritical fluid technologies.
В качестве порошка полимера может быть выбран, например, сополимер полилактогликолида марки PDLG7507 с размером частиц от 50 до 200 мкм.As the polymer powder, for example, a PDLG7507 polylactoglycolide copolymer with a particle size of from 50 to 200 μm can be selected.
Биоактивной гидрофильной составляющей матрикса может быть, например, инъекционная композиция гетерогенного имплантируемого геля Сферо®ГЕЛЬ (производства ЗАО «БИОМИР сервис», Москва), обладающая ярко выраженными биостимулирующими свойствами и разрешенная к клиническому применению (№ ФСР 2012/13033 от 01.02.2012 г.).The bioactive hydrophilic component of the matrix can be, for example, an injection composition of a heterogeneous implantable gel Sphero® GEL (manufactured by BIOMIR Service, Moscow), which has pronounced biostimulating properties and is approved for clinical use (No.
В порошок синтетического резорбируемого частично-кристаллического полимера добавляют биополимерный гетерогенный гидрогель с последующим механическим растиранием смеси. Механическое растирание может быть выполнено, например, в агатовой или форфоровой ступке.A biopolymer heterogeneous hydrogel is added to the powder of a synthetic resorbable partially crystalline polymer, followed by mechanical grinding of the mixture. Mechanical grinding can be performed, for example, in an agate or porcelain mortar.
Предварительно обезжиренные и очищенные в ск-CO2 при 60°C и 20 МПа в течение одного часа пресс-формы заполняют приготовленной смесью.Pre-fat-free and purified in c-CO 2 at 60 ° C and 20 MPa for one hour, the molds are filled with the prepared mixture.
Наполненные пресс-формы помещают в камеру высокого давления, где повышают сначала температуру до 25-40°C, а затем - давление CO2 до 4,0-25,0 МПа. Систему выдерживают в этих условиях 1 час, после чего в течение 30-120 минут сбрасывают давление в реакционной камере до атмосферного значения, а затем понижают температуру до комнатной и извлекают образцы.The filled molds are placed in a high-pressure chamber, where they first increase the temperature to 25-40 ° C, and then the CO 2 pressure to 4.0-25.0 MPa. The system is kept under these conditions for 1 hour, after which the pressure in the reaction chamber is reduced to atmospheric pressure for 30-120 minutes, and then the temperature is lowered to room temperature and samples are removed.
В качестве камеры высокого давления могут быть использованы, например, установки по СКФ синтезу [Попов В.К., Имплантаты в заместительной и регенеративной медицине костных тканей. В книге: Биосовместимые материалы (учебное пособие). Под ред. В.И. Севастьянова и М.П. Кирпичникова. Изд-во «МИА», М., 2011 г., Часть II, глава 4, с.253-294].As a high-pressure chamber, for example, installations for GFR synthesis can be used [VK Popov, Implants in replacement and regenerative medicine of bone tissues. In the book: Biocompatible materials (study guide). Ed. IN AND. Sevastyanova and M.P. Kirpichnikov. Publishing house "MIA", M., 2011, Part II, chapter 4, p.253-294].
Образцы стерилизуют γ-облучением в дозе 15 кГр.Samples are sterilized with γ-radiation at a dose of 15 kGy.
Для радиационной стерилизации применяют: For radiation sterilization apply:
- радиационно-технологические установки (РТУ) с ускорителями электронов промышленного назначения с максимальной энергией до 10 МэВ;- radiation-technological installations (RTU) with industrial electron accelerators with a maximum energy of up to 10 MeV;
- радиационно-технологические установки с радионуклидными источниками ионизирующего излучения закрытого типа 60Co.- radiation technological installations with radionuclide sources of ionizing radiation of the closed type 60 Co.
Радиационную стерилизацию проводят в соответствии с ГОСТ Р 50325-92 «Изделия медицинского назначения. Методика дозиметрии при проведении процесса радиационной стерилизации» и МИ 2548-99 «ГСИ. Установки радиационно-технологические с радионуклидными источниками для стерилизации изделий медицинского назначения. Методика аттестации» или МИ 2549-99 «ГСИ. Установки радиационно-технологические с ускорителями электронов для стерилизации изделий медицинского назначения. Методика аттестации». Факт облучения изделий подтверждают цветовыми индикаторами поглощенной дозы, которые должны соответствовать требованиям ГОСТ Р ИСО 11140-1-2000 «Стерилизация медицинской продукции. Химические индикаторы. Часть 1. Общие требования, контроль процесса стерилизации должен проводиться по ГОСТ Р ИСО 13485-2004, ГОСТ Р 50325-92, ГОСТ Р ИСО 11137-1-2008, ГОСТ Р ИСО 11137-3-2008.Radiation sterilization is carried out in accordance with GOST R 50325-92 “Medical devices. Dosimetry technique during the radiation sterilization process ”and MI 2548-99“ GSI. Radiation-technological installations with radionuclide sources for sterilization of medical devices. Certification Methodology ”or MI 2549-99“ GSI. Radiation-technological installations with electron accelerators for sterilization of medical devices. Certification Methodology. ” The fact of irradiation of products is confirmed by color indicators of the absorbed dose, which must meet the requirements of GOST R ISO 11140-1-2000 "Sterilization of medical products. Chemical indicators.
Биополимерный гетерогенный гель может содержать функциональную добавку, выбранную из группы водорастворимых биологически активных веществ, включающей факторы роста, цитокины, антиоксиданты или их смеси, например, наноразмерный порошок гидроксапатита, фактор некроза опухоли, инсулино-подобные факторы роста (ИФР-1 и ИФР-2), факторы роста фибробластов, дигидрокверцетин, которые перед механическим смешиванием полимерной и гидрогелевой компонент растворяют или диспергируют в определенных соотношениях в гидрогелевой фазе.A biopolymer heterogeneous gel may contain a functional additive selected from the group of water-soluble biologically active substances, including growth factors, cytokines, antioxidants or mixtures thereof, for example, nanosized hydroxapatite powder, tumor necrosis factor, insulin-like growth factors (IGF-1 and IGF-2 ), fibroblast growth factors, dihydroquercetin, which before mechanical mixing of the polymer and hydrogel components dissolve or disperse in certain proportions in the hydrogel phase.
Для изготовления образцов определенной конфигурации использовали тефлоновые пресс-формы заданного размера. Например, для изготовления трехмерных образцов в форме дисков могут быть использованы пресс-формы, состоящие из набора сплошных фторопластовых дисков толщиной 2 мм, а также дисков толщиной 6 мм с отверстиями диаметром 5 мм, расположенными концентрически относительно центра, которые нанизывают попеременно на шпильку, изготовленную из нержавеющей стали с резьбой на торцах. Для одновременного получения нескольких образцов пресс-формы собирали в обойму, состоящую из 8 пресс-форм.For the manufacture of samples of a certain configuration used Teflon molds of a given size. For example, for the manufacture of three-dimensional samples in the form of disks, molds can be used consisting of a set of solid
Обойму из нескольких пресс-форм помещают в камеру высокого давления установки для СКФ обработки полимерных материалов.A holder of several molds is placed in a high-pressure chamber of the installation for GFR processing of polymeric materials.
Камеру закрывают, уплотняют и проверяют на герметичность, напуская в нее диоксид углерода и постепенно повышая его давление до 5,5 МПа (исходное давление в баллоне с CO2) при комнатной температуре (~20°C). Затем включают нагреватель и повышают температуру системы до 25-40°C. По достижении заданной температуры повышают давление CO2 до 4,0-25,0 МПа и выдерживают систему в этих условиях 1 час. После этого, в течение 30-120 минут сбрасывают давление в реакционной камере до атмосферного значения, а затем понижают температуру до комнатной и извлекают образцы.The chamber is closed, sealed and checked for leaks by letting carbon dioxide into it and gradually increasing its pressure to 5.5 MPa (initial pressure in a cylinder with CO 2 ) at room temperature (~ 20 ° C). Then turn on the heater and increase the temperature of the system to 25-40 ° C. Upon reaching the set temperature, increase the pressure of CO 2 to 4.0-25.0 MPa and maintain the system under these conditions for 1 hour. After that, within 30-120 minutes the pressure in the reaction chamber is released to atmospheric value, and then the temperature is lowered to room temperature and samples are removed.
Для доказательств возможности реализации заявленных назначений и достижения указанного технического результата приводим следующие данные.To prove the feasibility of the implementation of the declared appointments and achieve the specified technical result, we provide the following data.
ПРИМЕР 1.EXAMPLE 1
В частном конкретном случае осуществления предлагаемого изобретения получают БРПМ для тканевой инженерии следующим образом. В агатовой ступке агатовым пестиком растирали смесь: порошок сополимера полилактогликолида марки PDLG7507 (лактид/гликолид = 75:25, Mw~20 кДа и Mw~100 кДа, соответственно) со средним размером частиц 100 мкм и композицию гетерогенного имплантируемого геля Сферогель со средним размером частиц 150 мкм, модулем вязкости 15-70 Па и модулем упругости 45-1200 Па в соотношении полимер:гель, равным 75:25 масс.%. При этом размер частиц Сферогеля предварительно уменьшали до 30-100 мкм. Приготовленной смесью наполняли предварительно обезжиренные и очищенные в сверхкритическом CO2 (60°C, 20 МПа, 1 ч) пресс-формы (внутренний диаметр 5 мм и высота 2 мм) с последующим помещением обоймы из нескольких пресс-форм в камеру высокого давления установки по СКФ синтезу. Для этого камеру закрывали, уплотняли и проверяли на герметичность, напуская в нее диоксид углерода и постепенно повышая его давление до 5,5 МПа (исходное давление в баллоне с CO2) при комнатной температуре (~20°C). Часть газа стравливали для окончательной продувки и очистки кюветы от атмосферы воздуха. Затем включали нагреватель и повышали температуру системы до заранее выбранного значения температуры - 40°C. По достижении заданной температуры, повышали давление CO2 до значения 25,0 МПа и выдерживали систему в этих условиях 1 час. После этого, в течение 30 минут постепенно сбрасывали давление до атмосферного значения и оставляли остывать смесь в камере до комнатной температуры, затем извлекали образцы в виде пористых дисков правильной цилиндрической формы диаметром 5 мм и высотой 2 мм.In the particular case of the implementation of the present invention receive BPM for tissue engineering as follows. A mixture was ground in an agate mortar with an agate pestle: powder of a PDLG7507 polylactoglycolide copolymer (lactide / glycolide = 75:25, M w ~ 20 kDa and M w ~ 100 kDa, respectively) with an average particle size of 100 μm and a composition of a heterogeneous implantable Spherogel gel with medium a particle size of 150 μm, a viscosity modulus of 15-70 Pa and an elastic modulus of 45-1200 Pa in a polymer: gel ratio of 75:25 wt.%. In this case, the particle size of Spherogel was previously reduced to 30-100 μm. Pre-fat-free and pre-defatted in supercritical CO 2 (60 ° C, 20 MPa, 1 h) molds (
Аналогично получали резорбируемый пористый 3D-матрикс только из порошка сополимера полилактогликолид марки PDLG7507, который служил в качестве контроля. Все исследуемые образцы БРПМ и контроля стерилизовали γ-облучением в дозе 15 кГр.Similarly, a resorbable porous 3D matrix was obtained only from PDLG7507 brand polylactoglycolide powder, which served as a control. All test samples of BMD and control were sterilized with γ-radiation at a dose of 15 kGy.
Микрофотографии структуры поверхности образцов резорбируемого пористого матрикса из полилактогликолида (контроль) и БРПМ представлены на Фиг.1А, Б и 2А, Б, соответственно.Micrographs of the surface structure of the samples of the resorbable porous polylactoglycolide matrix (control) and BRPM are presented in Figs. 1A, B and 2A, B, respectively.
Все образцы имеют равномерную пористость от 60% до 90%, с размером пор в диапазоне от 2 мкм до 100 мкм. Пористость полученных образцов определяли по формуле Ω=1-m/m0, где m - масса пористого образца, а m0 - масса монолитного (исходного) полимера равного объема плотностью ρ=1,21 г/см3.All samples have uniform porosity from 60% to 90%, with pore sizes ranging from 2 μm to 100 μm. The porosity of the obtained samples was determined by the formula Ω = 1-m / m 0 , where m is the mass of the porous sample, and m 0 is the mass of a monolithic (initial) polymer of equal volume with a density ρ = 1.21 g / cm 3 .
Значения контактного угла смачивания по воде, измеренные на установке для измерения краевых углов САМ 101 (KSV Instruments, Германия) для БРПМ и контроля, были равны (36±14)° и (68±9)°, соответственно.The values of the contact angle of water wetting, measured on the installation for measuring the boundary angles of CAM 101 (KSV Instruments, Germany) for ballistic control and control, were (36 ± 14) ° and (68 ± 9) °, respectively.
ПРИМЕР 2.EXAMPLE 2
Испытания в условиях in vitro цитотоксичности заявляемого БРПМ.Tests in vitro of the cytotoxicity of the claimed BRPM.
На культуре фибробластов мыши линии NIH 3T3 исследовали цитотоксичность трех образцов (шифр №№1, 2, 3) пористых полимерных дисков в виде дисков диаметров 5 мм и высотой 2 мм, изготовленных по способу, изложенному в Примере 1. В качестве контроля были образцы той же формы, изготовленные из полилактогликолида марки PDLG7507 тем же способом. Отрицательным контролем служила культуральная среда DMEM, не содержащая сыворотку, положительным - стандартный раствор цинка в азотной кислоте (Zn 1-2 wt. % HNO3, разведение 1:200 раствором 0,9% NaCl для инъекций).The cytotoxicity of three samples (code Nos. 1, 2, 3) of porous polymer disks in the form of disks with a diameter of 5 mm and a height of 2 mm made by the method described in Example 1 was studied on a mouse fibroblast culture of the NIH 3T3 line. the same forms made from polylactoglycolide brand PDLG7507 in the same way. A negative control was serum-free DMEM culture medium, and a standard solution of zinc in nitric acid (Zn 1-2 wt.% HNO 3 , 1: 200 dilution with a solution of 0.9% NaCl for injection) served as positive.
Испытания на цитотоксичность проведены в соответствии с:Cytotoxicity tests were carried out in accordance with:
- ГОСТ Р ИСО 10993.1-99 «Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 1. Оценка и исследования»- GOST R ISO 10993.1-99 “Medical devices. Assessment of the biological effects of medical devices.
- ГОСТ Р ИСО 10993.5-99 «Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 5. Исследование на цитотоксичность: методы in vitro».- GOST R ISO 10993.5-99 “Medical devices. Assessment of the biological effects of medical devices.
Результаты исследования показали (Таблица), что все образцы предлагаемого нами БРПМ (n=3) в условиях данного эксперимента не оказывают цитотоксического действия на культуру фибробластов мыши линии NIH 3T3.The results of the study showed (Table) that all samples of our BPM (n = 3) under the conditions of this experiment did not exert a cytotoxic effect on the mouse fibroblast culture of the NIH 3T3 line.
ПРИМЕР 3.EXAMPLE 3
Испытания в условиях in vitro матриксных свойств БРПМ.Tests in vitro of the matrix properties of BPM.
На культуре фибробластов мыши линии NIH 3T3 исследовали матриксные свойства БРПМ дисков в виде дисков диаметров 5 мм и высотой 2 мм, изготовленных по способу, изложенному в Примере 1. В качестве контроля были образцы той же формы, изготовленные из полилактогликолида марки PDLG7507 тем же способом. Под матриксными свойствами исследуемых образцов подразумевается способность поддерживать прикрепление и пролиферацию фибробластов мыши линии NIH 3T3, т.е. биостимулирующие свойства образцов.On the mouse fibroblast culture of the NIH 3T3 line, the matrix properties of BRPM disks in the form of disks with a diameter of 5 mm and a height of 2 mm were studied, made according to the method described in Example 1. As a control, samples of the same shape made from polylactoglycolide of the PDLG7507 brand in the same way. Under the matrix properties of the test samples is meant the ability to support the attachment and proliferation of mouse fibroblasts of the NIH 3T3 line, i.e. biostimulating properties of samples.
В асептических условиях фибробласты мыши линии NIH 3T3 высевали на поверхность образцов в концентрации 1×105/образец, инкубировали в течение 2 ч при температуре 37°C в стандартных условиях: влажной атмосфере, содержащей (5±1) % CO2, давая клеткам проникнуть внутрь пор и прикрепиться, после чего помещали образцы в микропробирки, содержащие полную ростовую среду (ПРС).Under aseptic conditions, NIH 3T3 mouse fibroblasts were plated on the surface of the samples at a concentration of 1 × 10 5 / sample, incubated for 2 hours at 37 ° C under standard conditions: a humid atmosphere containing (5 ± 1)% CO 2 , giving the cells penetrate the pores and attach, after which the samples were placed in microtubes containing complete growth medium (ORS).
Образцы с клетками инкубировали при температуре 37°C, во влажной атмосфере, содержащей 5±1% CO2. Через 24 ч, 48 ч, 72 ч и 96 ч оценивали метаболическую активность клеток с помощью витального реагента prestoBlue® (Invitrogen™, USA).Samples with cells were incubated at 37 ° C in a humid atmosphere containing 5 ± 1% CO 2 . After 24 hours, 48 hours, 72 hours and 96 hours, the metabolic activity of the cells was evaluated using prestoBlue® vital reagent (Invitrogen ™, USA).
Результаты исследования метаболической активности фибробластов мыши линии NIH 3T3 представлены на Фиг.3, на котором приведены данные, характеризующие метаболическую активность фибробластов мыши линии NIH 3T3 после посева на образцы контроля и БРПМ (∗ - достоверные различия, p<0,05).The results of a study of the metabolic activity of mouse fibroblasts of the NIH 3T3 line are presented in Figure 3, which shows the data characterizing the metabolic activity of mouse fibroblasts of the NIH 3T3 line after plating on control samples and BMD (∗ - significant differences, p <0.05).
Из сравнения двух кривых (Фиг.3) видно, что через 24 ч метаболическая активность фибробластов мыши, характеризующая количество адгезировавших клеток в первые часы инкубации, достоверно больше для БРПМ. На последующих сроках культивирования клеток на образцах метаболическая активность фибробластов мыши, пропорциональная их пролиферативной активности, достоверно (p<0,5) выше для образцов БРПМ по сравнению с контролем, что доказывает биоактивные свойства предлагаемого композиционного матрикса (увеличение количества адгезированных клеток и повышение скорости их пролиферации), обусловленные наличием в его составе биоактивного биополимерного геля.From a comparison of the two curves (Figure 3), it is seen that after 24 hours the metabolic activity of mouse fibroblasts, which characterizes the number of adherent cells in the first hours of incubation, is significantly higher for BPM. At subsequent stages of cell cultivation on the samples, the metabolic activity of mouse fibroblasts, proportional to their proliferative activity, is significantly (p <0.5) higher for BRPM samples compared to the control, which proves the bioactive properties of the proposed composite matrix (increase in the number of adherent cells and increase their speed proliferation) due to the presence in its composition of a bioactive biopolymer gel.
ПРИМЕР 4.EXAMPLE 4
Испытания в условиях in vivo БРПМ.Tests in vivo PDM.
Исследовали образцы, изготовленные по способу, изложенному в Примере 1.Investigated samples made by the method described in Example 1.
Раздражающего эффекта при однократной инсталляции в конъюктивальный мешок глаза кролика нет. По оценочной шкале реакция соответствовала нулевой степени.There is no irritating effect with a single installation in the conjunctival sac of the rabbit's eye. On a rating scale, the reaction corresponded to degree zero.
Исследование реакций общей анафилаксии и активной кожной анафилаксии на морских свинках показало отсутствие аллергических реакций анафилактического типа.A study of the reactions of general anaphylaxis and active cutaneous anaphylaxis in guinea pigs showed the absence of allergic reactions of the anaphylactic type.
Сенсибилизирующего действия на белых крысах не выявлено, реакция дегрануляции тучных клеток отрицательная.There was no sensitizing effect on white rats, the mast cell degranulation reaction was negative.
Имплантация выполнена на крысах (внутримышечно). Срок наблюдения 3 месяца. Морфологическими исследованиями патологических изменений окружающих тканей не выявлено.Implantation was performed on rats (intramuscularly). The observation period is 3 months. Morphological studies revealed no pathological changes in the surrounding tissues.
Стерильность: Испытанные образцы стерильны.Sterility: Tested samples are sterile.
Пирогенность: Экстракты, приготовленные на 0,9% растворе натрия хлорида для инъекций, пирогенных реакций при внутривенном введении кроликам не показали. Суммарное повышение температуры не превысило 1,4°C, образцы не пирогенны.Pyrogenicity: Extracts prepared with 0.9% sodium chloride solution for injection did not show pyrogenic reactions after intravenous administration to rabbits. The total temperature increase did not exceed 1.4 ° C; the samples were not pyrogenic.
ПРИМЕР 5.EXAMPLE 5
Испытания в условиях in vivo биоактивных свойств БРПМ.Tests in vivo of the bioactive properties of BPM.
Исследовали образцы, изготовленные по способу, изложенному в Примере 1.Investigated samples made by the method described in Example 1.
Для исследования в условиях in vivo биоактивных свойств БРПМ полученные образцы БРПМ имплантировали подкожно 10-ти мышам-самцам линии DBA. Контрольной группе (3 мыши-самца линии DBA) имплантировали образцы пористых дисков, изготовленные из полилактогликолида марки PDLG7507 (контроль). Через 14 и 28 суток после имплантации животных выводили из эксперимента, а место имплантации вместе с имплантатом фиксировали в 10% формалине и направляли на гистологию.To study the in vivo bioactive properties of BRPM, the obtained PDPM samples were implanted subcutaneously in 10 DBA male mice. The control group (3 male mice of the DBA line) was implanted with samples of porous disks made from PDLG7507 polylactoglycolide (control). 14 and 28 days after implantation, the animals were taken out of the experiment, and the implantation site together with the implant was fixed in 10% formalin and sent for histology.
Образцы обезвоживали в этаноле с восходящими концентрациями, обезжиривали в смеси абсолютного спирта с хлороформом или ксилолом и заливали в парафин с добавлением пчелиного воска. Срезы толщиной 4-5 мкм получали с помощью микротома Leica, модель RM 3255, Германия. Полученные срезы переносили на предметное стекло. Гистологические препараты окрашивали гематоксилином и эозином, альциановым синим, по Малори и на коллаген II типа.The samples were dehydrated in ethanol with ascending concentrations, degreased in a mixture of absolute alcohol with chloroform or xylene and poured into paraffin with the addition of beeswax. Sections with a thickness of 4-5 μm were obtained using a Leica microtome, model RM 3255, Germany. The obtained sections were transferred to a glass slide. Histological preparations were stained with hematoxylin and eosin, Alcian blue, according to Malory and type II collagen.
На Фиг.4 приведены результаты реакции тканей, прилегающих к имплантату (место имплантации) на 14 сутки после подкожной имплантации пористых образцов. А - контроль (PDLG7507), Б - образцы БРПМ, где 1 - фрагменты пористого матрикса; 2 - пролиферирующие фибробластоподобные клетки мыши. Окрашивание гематоксилином и эозином. Увеличение 400.Figure 4 shows the results of the reaction of tissues adjacent to the implant (implantation site) on day 14 after subcutaneous implantation of porous samples. A - control (PDLG7507), B - BPM samples, where 1 - fragments of a porous matrix; 2 - proliferating fibroblast-like mouse cells. Hematoxylin and eosin staining. 400 magnification.
Из сравнения двух гистологических срезов места имплантации видно, что в контроле и в БРПМ на 14-е сутки присутствуют пролиферирующие фибробластоподобные клетки вокруг фрагментов пористого матрикса. Однако количество пролиферирующих фибробластоподобных клеток для БРПМ существенно больше по сравнению с контролем, что свидетельствует о биостимулирующих свойствах БРПМ.A comparison of two histological sections of the implantation site shows that in the control and in the BPM on the 14th day there are proliferating fibroblast-like cells around the fragments of the porous matrix. However, the number of proliferating fibroblast-like cells for BRPM is significantly higher compared to the control, which indicates the biostimulating properties of BRPM.
Таким образом, нами получен биоактивный твердотельный матрикс с высокими биостимулирующими свойствами, который может быть использован в регенераторной и заместительной медицине различных органов с систем. На основании экспериментов, проведенных в условиях in vitro и in vivo, можно утверждать, что исследуемые образцы БРПМ являются биосовместимыми и биоактивными.Thus, we have obtained a bioactive solid-state matrix with high bio-stimulating properties, which can be used in regenerative and replacement medicine of various organs from systems. On the basis of experiments conducted in vitro and in vivo, it can be argued that the studied BPM samples are biocompatible and bioactive.
Приоритетной областью применения предлагаемого БРПМ является использование его как для замещения дефектов мягких и костных тканей, так и в тканевой инженерии и регенеративной медицине для активации регенерации собственных тканей пациента, создания тканеинженерных конструкций мягких и костных тканей с участием аутологичных или аллогенных клеточных культур. Кроме того, данный продукт может служить депо биологически активных веществ при создании пролонгированных лекарственных форм.The priority area of application of the proposed BRM is to use it both to replace defects in soft and bone tissues, and in tissue engineering and regenerative medicine to activate the regeneration of the patient’s own tissues, to create tissue-engineering structures of soft and bone tissues with the participation of autologous or allogeneic cell cultures. In addition, this product can serve as a depot of biologically active substances in the creation of prolonged dosage forms.
Преимущества предлагаемого способа получения БРПМ таковы:The advantages of the proposed method for producing BRPM are as follows:
1. в качестве исходных полимерных материалов можно использовать любые резорбируемые частично-кристаллические полимеры медицинского назначения;1. as the starting polymeric materials you can use any resorbable partially crystalline polymers for medical purposes;
2. возможность получать 3D-матриксы различных размеров и форм, которые определяются только размерами пресс-форм и реакционных камер, что позволяет его использовать для создания тканеинженерных конструкций различных органов и тканей.2. the ability to obtain 3D matrices of various sizes and shapes, which are determined only by the size of the molds and reaction chambers, which allows it to be used to create tissue-engineering structures of various organs and tissues.
3. возможность формировать биоактивный твердотельный резорбируемый матрикс благодаря инкорпорированию в пористую структуру полимерного материала биополимерного гидрогеля из компонентов внеклеточного матрикса тканей сельскохозяйственных животных с сохранением его биоактивных (регенераторных) свойств.3. the ability to form a bioactive solid-state resorbable matrix due to incorporation into the porous structure of the polymer material of the biopolymer hydrogel from the components of the extracellular matrix of farm animal tissue while maintaining its bioactive (regenerative) properties.
4. Отсутствие токсических органических растворителей при получении композиционного матрикса.4. The absence of toxic organic solvents upon receipt of the composite matrix.
Claims (6)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2013117951/15A RU2533457C1 (en) | 2013-04-19 | 2013-04-19 | Bioactive resorbed porous 3d-matrix for regenerative medicine and method for preparing it |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2013117951/15A RU2533457C1 (en) | 2013-04-19 | 2013-04-19 | Bioactive resorbed porous 3d-matrix for regenerative medicine and method for preparing it |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2013117951A RU2013117951A (en) | 2014-11-10 |
| RU2533457C1 true RU2533457C1 (en) | 2014-11-20 |
Family
ID=53380710
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2013117951/15A RU2533457C1 (en) | 2013-04-19 | 2013-04-19 | Bioactive resorbed porous 3d-matrix for regenerative medicine and method for preparing it |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2533457C1 (en) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2607226C2 (en) * | 2015-04-29 | 2017-01-10 | Федеральное государственное учреждение "Федеральный научно-исследовательский центр "Кристаллография и фотоника" Российской академии наук" | Method of producing three-dimensional female elements |
| RU2666595C1 (en) * | 2017-09-26 | 2018-09-11 | федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования Кубанский государственный медицинский университет Министерства Здравоохранения Российской Федерации ФГБОУ ВО КубГМУ Минздрава России | Hydrogel for correcting the post-trepanation defect of the skull |
| RU2691983C1 (en) * | 2018-02-27 | 2019-06-19 | Общество с ограниченной ответственностью "Матрифлекс" | Method for purification, modification and sterilization of bone tissue and skin matrix derivatives using supercritical fluid |
| US11103620B2 (en) | 2016-04-19 | 2021-08-31 | Karl Leibinger Medizintechnik Gmbh & Co. Kg | Hybrid implant made of a composite material |
| RU2772734C2 (en) * | 2021-07-16 | 2022-05-25 | Федеральное государственное бюджетное учреждение «Национальный медицинский исследовательский центр радиологии» Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ «НМИЦ радиологии» Минздрава России) | Method for obtaining bioink that provides a high level of porosity in tissue engineeried structures |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1995003011A1 (en) * | 1993-07-23 | 1995-02-02 | Rice University | Bone regeneration templates |
| US5665114A (en) * | 1994-08-12 | 1997-09-09 | Meadox Medicals, Inc. | Tubular expanded polytetrafluoroethylene implantable prostheses |
| CN101053679A (en) * | 2007-04-17 | 2007-10-17 | 浙江大学 | Method for preparing polymer multiporous holder filled with fiber protein gel |
| CN101461963A (en) * | 2009-01-07 | 2009-06-24 | 华南理工大学 | Multiplex composite bone tissue engineering bracket material capable of degrading gradiently and preparation method thereof |
| RU2464987C1 (en) * | 2011-04-07 | 2012-10-27 | Российская Федерация, от имени которой выступает Министерство образования и науки РФ | Method for making resorbed polylactide matrix for cell culture and implantation for wound healing |
-
2013
- 2013-04-19 RU RU2013117951/15A patent/RU2533457C1/en active
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1995003011A1 (en) * | 1993-07-23 | 1995-02-02 | Rice University | Bone regeneration templates |
| US5665114A (en) * | 1994-08-12 | 1997-09-09 | Meadox Medicals, Inc. | Tubular expanded polytetrafluoroethylene implantable prostheses |
| CN101053679A (en) * | 2007-04-17 | 2007-10-17 | 浙江大学 | Method for preparing polymer multiporous holder filled with fiber protein gel |
| CN101461963A (en) * | 2009-01-07 | 2009-06-24 | 华南理工大学 | Multiplex composite bone tissue engineering bracket material capable of degrading gradiently and preparation method thereof |
| RU2464987C1 (en) * | 2011-04-07 | 2012-10-27 | Российская Федерация, от имени которой выступает Министерство образования и науки РФ | Method for making resorbed polylactide matrix for cell culture and implantation for wound healing |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| HAIGUANG ZHAO et al., A polylactide/fibrin gel composite scaffold for cartilage tissue engineering: fabrication and an in vitro evaluation, Journal of Materials Science: Materials in Medicine (2009) 20:135-143. YIHONG GONG et al., Hydrogel-Filled Polylactide Porous Scaffolds for Cartilage Tissue Engineering, Journal of Biomedical Materials Research Part B: Applied Biomaterials, 2007 Jul; 82(1):192-204 * |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2607226C2 (en) * | 2015-04-29 | 2017-01-10 | Федеральное государственное учреждение "Федеральный научно-исследовательский центр "Кристаллография и фотоника" Российской академии наук" | Method of producing three-dimensional female elements |
| US11103620B2 (en) | 2016-04-19 | 2021-08-31 | Karl Leibinger Medizintechnik Gmbh & Co. Kg | Hybrid implant made of a composite material |
| RU2666595C1 (en) * | 2017-09-26 | 2018-09-11 | федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования Кубанский государственный медицинский университет Министерства Здравоохранения Российской Федерации ФГБОУ ВО КубГМУ Минздрава России | Hydrogel for correcting the post-trepanation defect of the skull |
| RU2691983C1 (en) * | 2018-02-27 | 2019-06-19 | Общество с ограниченной ответственностью "Матрифлекс" | Method for purification, modification and sterilization of bone tissue and skin matrix derivatives using supercritical fluid |
| RU2772734C2 (en) * | 2021-07-16 | 2022-05-25 | Федеральное государственное бюджетное учреждение «Национальный медицинский исследовательский центр радиологии» Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ «НМИЦ радиологии» Минздрава России) | Method for obtaining bioink that provides a high level of porosity in tissue engineeried structures |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| RU2013117951A (en) | 2014-11-10 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Cao et al. | Recent advances in regenerative biomaterials | |
| Seo et al. | Tuning physical properties and BMP-2 release rates of injectable hydrogel systems for an optimal bone regeneration effect | |
| Jansen et al. | Hydrophobicity as a design criterion for polymer scaffolds in bone tissue engineering | |
| AU2008212526B2 (en) | A collagen/hydroxyapatite composite scaffold, and process for the production thereof | |
| Topsakal et al. | Study on the cytocompatibility, mechanical and antimicrobial properties of 3D printed composite scaffolds based on PVA/Gold nanoparticles (AuNP)/Ampicillin (AMP) for bone tissue engineering | |
| JP2018512959A (en) | Bilayer device for improved healing | |
| Niu et al. | Repair of bone defect in femoral condyle using microencapsulated chitosan, nanohydroxyapatite/collagen and poly (L‐lactide)‐based microsphere‐scaffold delivery system | |
| CN105688274B (en) | A kind of preparation process of polycaprolactone/gelatin electrospinning compound rest | |
| JP2014514942A (en) | Biocompatible and biodegradable gradient layer systems for regenerative medicine and tissue support | |
| Kim et al. | BMP-2-immobilized porous matrix with leaf-stacked structure as a bioactive GBR membrane | |
| Goh et al. | Fabrication and in vitro biocompatibility of sodium tripolyphosphate-crosslinked chitosan–hydroxyapatite scaffolds for bone regeneration | |
| Kim et al. | Biocompatibility of hyaluronic acid hydrogels prepared by porous hyaluronic acid microbeads | |
| Bhat et al. | Biomaterials in regenerative medicine | |
| Albu et al. | Collagen-based drug delivery systems for tissue engineering | |
| RU2533457C1 (en) | Bioactive resorbed porous 3d-matrix for regenerative medicine and method for preparing it | |
| CN108409938A (en) | A kind of novel degradable polyurethane biomaterial and its preparation method and application | |
| Kapusetti et al. | Introduction to ideal characteristics and advanced biomedical applications of biomaterials | |
| Zhou et al. | An antibacterial chitosan-based hydrogel as a potential degradable bio-scaffold for alveolar ridge preservation | |
| Shapovalova et al. | Preparation of biocompatible composites based on poly-L-lactide/hydroxyapatite and investigation of their anti-inflammatory activity | |
| CN114452441A (en) | Skull repairing polyether-ether-ketone material and preparation method thereof | |
| Li et al. | Bone substitute biomedical material of multi-(amino acid) copolymer: in vitro degradation and biocompatibility | |
| JP5935181B2 (en) | Biomaterial for wound healing and its preparation | |
| Neshati et al. | Evaluating the biodegradability of Gelatin/Siloxane/Hydroxyapatite (GS-Hyd) complex in vivo and its ability for adhesion and proliferation of rat bone marrow mesenchymal stem cells | |
| Liao et al. | In vitro and in vivo behaviors of the three-layered nanocarbonated hydroxyapatite/collagen/PLGA composite | |
| Razavi et al. | Nanobiomaterials in periodontal tissue engineering |