РАССАСЫВАЮЩИЙСЯ БИОМИМЕТИЧЕСКИЙ ПРОТЕЗ СВЯЗКИ Российский патент 2019 года по МПК A61L27/16 A61L27/18 A61F2/08 C08L25/04 C08L67/04 

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ

Настоящее изобретение относится к рассасывающемуся биомиметическому протезу связки, а также к способу его получения.

ПРЕДШЕСТВУЮЩИЙ УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Разрыв передней крестообразной связки (сокращенно "ПКС") колена является часто встречающимся состоянием, частота возникновения которого по оценкам составляет 1 на 3000 жителей в год в Соединенных Штатах и в Европе. В основном эта травма встречается у спортсменов: так, происхождение разрыва ПКС более чем в 65% случаев связано с несчастными случаями, происходящими во время спортивных занятий (лыжи, футбол, регби, спортивные единоборства). Средний возраст лиц, испытавших такие травмы, составляет от 20 до 29 лет, и 70% травмированных пациентов находятся в возрастной группе от 20 до 40 лет.

ПКС является важнейшим элементом для стабилизации колена. После разрыва, из-за ее расположения внутри сустава и плохой васкуляризации, эта связка не заживает самостоятельно, что приводит к сокращению и дегенерации разорванных концов. Ослабление колена, вызываемое таким разрывом, приводит к функциональному нарушению, сопровождаемому неустойчивостью, которая затрудняет или делает невозможными занятия спортом и даже обычную деятельность. Кроме того, такое ослабление способствует развитию в будущем нарушений мениска, а затем остеоартритного поражения колена, которое наблюдается в возрасте 30 лет у 85% лиц с такой травмой (отчет HAS (Healthcare Analytics Summit), июнь 2008 г.). Ввиду указанных обстоятельств, лица с такой травмой, особенно молодые, часто обращаются к хирургической операции. Во Франции в 2010 году хирургическую операцию перенесли 35732 пациентов, ранее получивших разрыв ПКС (источник PMSI 2010 (Prime Medical Services, Inc.)).

Обычные хирургические методики основаны на замене ПКС аналогичным трансплантатом: надколенным сухожилием (методика Кеннета Джонса (англ. Kenneth Jones)) или сухожилиями медиальной прямой мышцы и полусухожильной мышцы (методика DIDT). Однако, применение аутотрансплантата не всегда лишено недостатков (заболеваемость, связанная с отбором ткани, дефекты закрепления трансплантата на кости и частота образования разрывов все еще высоки, и вероятность отторжения по оценкам составляет приблизительно 15%) и требует значительного времени на восстановление перед возобновлением занятий спортом (более 6 месяцев).

Альтернатива состоит в замене порванной связки синтетическим протезом связки, который снижает риск ухудшения в результате проведения хирургической процедуры и обеспечивает немедленную механическую опору. Некоторые хирурги рекомендуют такое решение спортсменам высокого уровня, которым необходимо быстрое выздоровление, и пациентам, страдающим от множественного повреждения связок, что является мене частым, но более серьезным явлением. В этом последнем случае отсутствие достаточного количества трансплантатов может привести к использованию аллотрансплантатов, которые могут вызвать риск вирусного заражения, или к использованию, в случае задней крестообразной связки, синтетического протеза связки в качестве лечебного вспомогательного средства. Кроме того, использование синтетических протезов также обосновано с экономической точки зрения, поскольку оно приводит снижению опосредованных затрат, связанных с периодами функциональной реабилитации и временным прекращением деятельности.

Создание искусственных связок в период 1970-80 гг. было нацелено на преодоление недостатков и осложнений, связанных с аутотрансплантатами и аллотрансплантатами связок. Было предложено множество типов искусственных связок, которые сначала изготавливали из углерода, затем из полиэтилена, полиэтилентерефталата (связка Leeds-Keio), полипропилена (устройство Кеннеди для укрепления связки (Kennedy Ligament Augmentation Device)) или политетрафторэтилена (Gore-tex или ABC Surgicraft). Несмотря на то, что результаты, полученные при использовании этих связок для лечения разрыва ПКС, были хорошими в кратковременной перспективе, выбор материалов был совершенно неподходящим, и их низкое сопротивление истиранию, высокая частота усталостного разрушения и низкая степень интеграции, естественно, приводила к разрушению при более долговременном использовании. При их разрушении образовывались фрагменты связок, которые вызывали воспалительный синовит и окончательные поражения хрящей. Кроме того, гистологическое исследование эксплантированных связок показало, что колонизация ткани была неоднородной, и что она больше состояла из разрушающих элементов, чем из элементов, придающих механическую прочность. Таким образом, после периода начального энтузиазма применение этих связок постепенно ограничили использованием в качестве материала для упрочнения структуры собственных связок, а не самого заместителя связок. Плохие результаты применения этих первых связок привели к тому, что во Франции их перестали рекомендовать в качестве наилучшего из применяемых средств при восстановительной хирургии связок.

В период с 1990-х по 2000-е годы было создано второе поколение синтетических связок, которое позволило внедрить инновационные решения в этой конкретной области (Связки LARS). Протез LARS (искусственная связка, изготовленная из ПЭТ (полиэтилентерефталата)), который, благодаря своей инновационной структуре, представляет собой второе поколение протезов связок, очень широко используется для создания искусственных связок уже в течение приблизительно пятнадцати лет. Однако, поскольку на настоящий момент нет данных по долговременному использованию синтетической структуры в коленном суставе, были предложены искусственные связки третьего поколения. Такие биологически активные искусственные связки, которые могут быть применены и не вызывают реакции отторжения у хозяина, рассмотренные в патенте FR 0300495, позволяют улучшать колонизацию ткани и функциональность закрепления на тканях и костях.

Для преодоления перечисленных выше недостатков было предложено настоящее изобретение, которое относится к созданию биологически активной и биоразлагаемой (биогибридной) связки, не имеющей недостатков, присущих существующим в настоящее время связкам, которая представляет собой медицинское устройство, облегчающее специалисту выполнение требуемых манипуляций и способствующее истинной регенерации поврежденной ткани.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

В частности, настоящее изобретение относится к искусственному протезу связки, который отличается тем, что он включает слой, полностью или частично состоящий из биоразлагаемых волокон и предпочтительно из ПКЛ (поли-ε-капролактона, англ. poly ε-caprolactone, сокращенно PCL).

Согласно одному из предпочтительных примеров осуществления изобретения, искусственная связка представляет собой суставную или околосуставную связку. Согласно наиболее предпочтительному примеру осуществления, искусственная связка представляет собой переднюю или заднюю крестообразную связку.

Предпочтительно, протез связки состоит из слоя, обернутого или сложенного относительного самого себя, и, наиболее предпочтительно, этот слой включает две внутрикостные концевые части и промежуточную внутрисуставную часть. Промежуточная часть предпочтительно состоит из полотна продольно расположенных уточных нитей, соседствующих друг с другом и не соединенных друг с другом в поперечном направлении. После установки связки каждую активную нить подвергают продольному скручиванию, что приводит к образованию правовращающей или левовращающей связки, которое воспроизводит естественное скручивание связок при сгибании.

В рамках настоящего изобретения термин "биоразлагаемый" относится к материалам, которые могут разрушаться после помещения их в организм. Согласно одному из предпочтительных примеров осуществления изобретения, термин "биоразлагаемый" относится к волокнам, которые могут терять от 1 до 100% своих составляющих под действием физиологических условий в период от 1 месяца до 4 лет. Согласно наиболее предпочтительному примеру осуществления изобретения, термин "биоразлагаемый" относится к материалам, выбранным из группы, включающей поли-ε-капролактон (ПКЛ), сополимеры ε-капролактона и молочной кислоты (L и D) или гликолевых кислот, сополимеры гликолевой и молочной кислот (L и D), полидиоксанон, полигидроксиалканоат и различные сополимеры перечисленных молекул.

Наиболее предпочтительно, биоразлагаемые волокна представляют собой волокна из ПКЛ. Связки, полученные из ПКЛ, то есть материала, биосовместимость которого хорошо известна, имеют чрезвычайно высокую устойчивость к усилиям вытяжения, сгибания и скручивания.

Поликапролактон (ПКЛ) широко использовался в 1970-х и 1980-х гг. в качестве биоразлагаемых нитей для хирургических швов, но его применение постепенно сошло на нет в результате замены на быстрее рассасывающиеся сложные полиэфиры, такие как ПЛГ (сополимер молочной и гликолевой кислот, англ. polylactide-co-glycolide, сокращенно PLGA). ПКЛ представляет собой полукристаллический полимер с высокой степенью кристалличности (около 50%), температура стеклования Тg которого составляет -60°С, а температура плавления Тm составляет 60°С. При использовании при температуре 37°С, макромолекулярные цепочки ПКЛ находятся в чрезвычайно "гибком" состоянии, что позволяет использовать ПКЛ для целевого конструирования мягких тканей. Кроме того, его применение в области биологической медицины уже было согласовано, поскольку множество устройств для доставки лекарственных средств уже получили одобрение Управления по контролю за продуктами питания и лекарственными средствами США и ЕС (СЕ).

ПКЛ разлагается медленно (до 4 лет в зависимости от молярной массы и морфологии материала) и, в отличие от ПЛГ, в процессе своего разложения не создает слишком высокой кислотности среды. Как таковой ПКЛ подвергается разложению в два этапа: сначала он подвергается гидролитическому разложению с понижением молярной массы до 3000 г/моль, после чего происходит внутриклеточное разложение в результате фагоцитолиза мелких фрагментов ПКЛ. Протез связки согласно изобретению представляет собой биоразлагаемую и "биоинтегрируемую" искусственную связку, которая позволяет устранить все потенциальные опасности и неопределенные исходы, характерные для неразлагаемых синтетических поддерживающих конструкций. Она представляет собой протезную структуру, сконструированную по образу и подобию природной ткани и аналогичную такой ткани, способную к биоразложению, но при этом выдерживающую стерилизацию. Для ускорения образования функциональных тканей она необязательно может быть засеяна регулируемыми клетками и активной тканью, имеющей требуемые механические свойства.

Протез согласно изобретению рассасывается медленно, постепенно замещаясь функциональной тканью, идентичной природной ткани связки.

Согласно одному из предпочтительных примеров осуществления изобретения, диаметр биоразлагаемого волокна составляет от 1 до 400 мкм.

Согласно одному из предпочтительных примеров осуществления изобретения, молярная масса волокна составляет от 1 до 200000 г/моль.

Согласно одному из предпочтительных примеров осуществления изобретения, слой полностью состоит из волокон ПКЛ.

Согласно другому предпочтительному примеру осуществления изобретения, биоразлагаемым волокнам придают биологическую активность посредством прививки полимера. Таким образом, биоразлагаемые волокна включают биологически активные полимеры.

Согласно предпочтительному примеру осуществления изобретения, биологически активный полимер представляет собой полистиролсульфонат натрия. Таким образом, протез связки согласно изобретению способствует адгезии, пролиферации, колонизации и клеточной дифференцировке, а также образованию внеклеточной матрицы, что приводит к восстановлению функциональной ткани.

Для обеспечения достаточного "перезаселения" протезов согласно изобретению фибробластами, в соответствии с настоящим изобретением предложен способ биомиметической функционализации протезов, придающий им, в частности, способность имитировать живые материалы для улучшения биологической интеграции протезов.

Таким образом, настоящее изобретение также относится к способу обработки искусственных протезов, получаемых из биоразлагаемых волокон, для придания им способности имитировать живые материалы, причем способ биомиметической функционализации отличается тем, что он включает по меньшей мере один этап прививания биологически активных полимеров или сополимеров на поверхность волокон протезов, и этап прививания состоит в перокислении поверхности посредством озонирования с последующим проведением радикальной полимеризации в растворе по меньшей мере одного мономера.

Согласно одному из предпочтительных примеров осуществления изобретения, продолжительность озонирования при содержании озона, составляющем приблизительно 50 г/см³, составляет от 5 до 90 минут.

Согласно другому предпочтительному примеру осуществления изобретения, мономер представляет собой стиролсульфонат натрия.

Согласно предпочтительному примеру осуществления изобретения, концентрация мономера (мономеров) в растворе мономеров составляет от 5% до k%, где k представляет собой концентрацию, близкую к пределу растворимости мономера (мономеров) в растворе.

Согласно другому предпочтительному примеру осуществления изобретения, перед этапом прививания выполняют дополнительный этап подготовки поверхности волокна в среде растворителя, способного модифицировать поверхность только за счет набухания, или в среде растворителя и затем в водной среде.

Согласно другому предпочтительному примеру осуществления изобретения, среда растворителя состоит из простого этилового эфира, ДМСО, гексана и/или простого этилового эфира.

В случае волокон ПКЛ среда растворителя предпочтительно состоит из простого этилового эфира.

Согласно другому предпочтительному примеру осуществления изобретения, среда растворителя состоит из по меньшей мере одного растворителя, способного модифицировать поверхность посредством набухания.

Согласно другому предпочтительному примеру осуществления изобретения, растворитель, способный модифицировать поверхность посредством набухания, представляет собой растворитель типа простого циклического эфира или алифатического соединения, имеющего низкую или нулевую токсичность.

Согласно другому предпочтительному примеру осуществления изобретения, растворитель, способный модифицировать поверхность посредством набухания, выбран из следующей группы растворителей: тетрагидрофурана (ТГФ), диметилсулфоксида (ДМСО), N,N-диметилформамида (ДМФА), N,N-диметилацетамида (ДМАА), N-метилпирролидона (NMP, сокращенно от англ. N-methylpyrrolidone).

Согласно другому предпочтительному примеру осуществления изобретения, этап подготовки поверхности в водной среде состоит в горячей обработке поверхности сложного полиэфира водным раствором карбонатных солей щелочных или щелочноземельных металлов, таких как, например, Na₂CO₃ или СаСO₃, для удаления образующихся при получении сложного полиэфира остатков, находящихся на его поверхности.

Согласно другому предпочтительному примеру осуществления изобретения способ включает дополнительный этап импрегнирования (пропитывания) протеза после выполнения этапа прививания одним или несколькими биохимическими агентами, улучшающими колонизацию фибробластами.

Наконец, согласно другому предпочтительному примеру осуществления изобретения, биохимический агент представляет собой белок семейства фибронектинов и/или коллагена I и/или III типа.

Предлагаемый согласно изобретению способ применяют к уже полученным протезам связок или к слоям, включающим биоразлагаемые волокна, которые применяют для изготовления протезов.

Другие преимущества и характеристики изобретения станут лучше понятны после прочтения приведенного ниже описания полного альтернативного неограничивающего примера осуществления связки и способа согласно изобретению.

ОПИСАНИЕ ПРИМЕРОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Подробное рассмотрение биоразлагаемых слоев, получаемых из ПКЛ

Предпочтительно волокна ПКЛ могут быть получены экструзией и, в частности, экструзией с раздувом, экструзией литьем и/или экструзионным прядением.

Кроме того, биоразлагаемые волокна из ПКЛ могут быть получены методикой, которую называют "электропрядением", которая позволяет получать из раствора полимера волокна и, наконец, слои поликапролактона (ПКЛ). В основе этой методики лежит приложение к раствору полимера высокого напряжения, под действием которого образуется поток, который после осаждения на коллектор образует волокнистое полотно. Универсальность этой методики позволяет изготавливать волокнистые структуры, в которых диаметр волокон можно регулировать, изменяя концентрацию, состав и расход раствора.

Этап 1: Подготовка поверхности ПКЛ

1А) в среде растворителя:

Этот этап, называемый отмывкой, необходим для удаления жиров и загрязнений, захваченных в процессе изготовления утка ПКЛ, который используют в качестве структуры связки. Этот этап также позволяет предотвратить развитие патологических реакций типа острого синовита после имплантации материала пациенту. Кроме того, этот этап способствует росту фибробластов на очищенной таким образом поверхности ПКЛ, причем на неочищенных поверхностях такой рост не наблюдается.

Можно различить три альтернативных варианта подготовки в среде растворителя в зависимости от природы выбранного растворителя и/или поверхностно-активного вещества.

Альтернатива 1: Отмывка растворителем, в котором поверхность, полученная из ПКЛ, может набухать:

Преимуществом применения растворителя, в котором поверхность, полученная из ПКЛ, может набухать, является улучшение процесса прививки за счет увеличения количества пероксидов на обработанной поверхности, образующихся при проведении этапа озонирования.

Кроме того, растворитель выбирают из следующей группы растворителей: тетрагидрофурана (ТГФ), хлороформа и дихлорметана. Преимуществом этих растворителей является низкая или нулевая токсичность, что делает удобным их применение в промышленности.

Обработку проводят погружением ПКЛ в растворитель и выдерживанием в растворителе в течение времени, составляющего от приблизительно 5 минут до приблизительно одного часа, более предпочтительно от 10 до 25 минут. Таким образом, в одном из примеров для погружения в тетрагидрофуран (ТГФ) при обычной температуре выбирают продолжительность, составляющую 15 минут.

- Альтернатива 2: Отмывка растворителем и поверхностно-активным веществом. Эту отмывку предпочтительно проводят в присутствии гексана при температуре ниже 60°С.

- Альтернатива 3: Отмывка поверхности без ее набухания:

В устройстве SOHXLET выполняют минимум 12 циклов экстракции, при этом контролируя остаточное содержание жирных веществ после двенадцатого цикла очистки гексаном. После циклов очистки гексаном выполняют циклы промывки простым этиловым эфиром (RPE), проводя минимум три промывки и контролируя остаточное содержание после третьей промывки.

1В) В водной среде:

Задачей этого необязательного этапа подготовки поверхности в водной среде является удаление веществ, остающихся после получения ПКЛ на его поверхности. Таким образом получают прекрасно подготовленную для озонирования поверхность.

Обработка состоит в промывке ПКЛ в растворе карбоната натрия (Na₂CO₃) концентрацией 5% масс. в дистиллированной воде. Эту промывку производят горячим раствором, т.е. при температуре выше 60°С, но ниже 120°С, и более предпочтительно при слабом кипении, т.е. при 100°С±5°С, в течение приблизительно десяти минут. Разумеется, может быть использован карбонат любого щелочного или щелочноземельного металла, такой как К₂СO₃ или СаСO₃. После промывки выполняют последовательные ополаскивания дистиллированной водой до тех пор, пока рН воды после ополаскивания не достигнет 7.

1С) Очистка:

Независимо от проведения этапов, рассмотренных выше (альтернатива 1 или 2 этапа 1А, затем этап 1В или только этап 1А), изделие, полученное из ПКЛ, затем очищают, например, ополаскиванием абсолютным этанолом или тетрагидрофураном (ТГФ), после чего сушат в сушильном шкафу, например, в течение 30 минут.

Этап 2: Прививка биологически активных полимеров или сополимеров на поверхность, полученную из ПКЛ

2А) Выбор и получение мономеров:

Мономеры, используемые согласно изобретению, представляют собой мономеры, способные подвергаться полимеризации и радикальной сополимеризации с образованием биосовместимых полимеров, которые стимулируют пролиферацию и клеточную дифференцировку и, в частности, пролиферацию и клеточную дифференцировку фибробластов. Такие мономеры, содержащие гидроксильные, карбоксилатные, фосфатные, сульфонатные и сульфатные группы, рассмотрены, например, в патенте US 6365692 и могут быть использованы для осуществления настоящего изобретения по отдельности или в виде смеси. Для указанных целей можно применять, например, метакриловую кислоту и стиролсульфонат, а также их смеси. Перед введением мономеров в реакцию полимеризации, их необходимо очистить. Так, например, стиролсульфонат натрия очищают перекристаллизацией в смеси дважды дистиллированной воды/спирта (10/90 об./об.), после чего растворяют при 70°С в этом растворе. Полученный раствор фильтруют под вакуумом через диск из пористого стекла с коэффициентом пористости 3, и выдерживают при 4°С. Образующиеся кристаллы сульфоната натрия извлекают фильтрованием, и полученное твердое вещество сушат в вакууме при 50°С до постоянной массы.

2В) Озонирование:

Протезы или уточные нити ПКЛ, которые составляют эти протезы, предварительно обработанные, в соответствии с этапом 1, вводят в устройство озонирования, например, традиционное устройство для озонирования.

Например, для этой цели может быть применен трубчатый реактор объемом 500 см³, содержащий 100 см³ дважды дистиллированной воды, которые снабжен погружной трубкой для подачи озона. Расход газообразного озона может быть эквивалентен, например, 50 г/м³ кислорода. При таком количестве озона оптимальная продолжительность озонирования ПКЛ составляет от 5 до 90 минут. Определение содержания пероксидов показывает, что оптимальная степень озонирования при указанном токе озона наблюдается при продолжительности озонирования, составляющей от 10 до 30 минут. Также следует отметить, что, если продолжительность озонирования превышает 90 минут, то значительно ухудшается поверхность, полученная из ПКЛ.

Кроме того, следует отметить добавление альтернативы 2, этапа 1А. Действительно, применение растворителя, способного вызывать набухание поверхности, приводит к повышению содержания пероксидов в пять раз по сравнению с использованием растворителя, не вызывающего набухания. По завершении озонирования, протезы или уточные волокна из ПКЛ, помещенные в устройство озонирования, ополаскивают и очищают, например, в соответствии со следующей процедурой: ополаскивают три раза дважды дистиллированной водой, затем три раза абсолютным спиртом. После этого материал сушат в вакуумном сушильном шкафу в течение 30 минут при 25°С.

2С) Полимеризация:

Мономер или мономеры, выбранные и подготовленные в соответствии с этапом 2А, помещают в водный раствор, более предпочтительно в раствор, в котором вода представляет собой бидистиллят. Может быть выбрана любая комбинация, подходящая для реакции радикальной полимеризации при концентрации минимум 2% масс. Предпочтительно выбирают концентрации, близкие к пределу растворимости мономера или мономеров в растворе, в результате чего образующаяся вязкая среда больше способствует протеканию реакции радикального роста полимерной цепи, чем обрыву цепи. Для этого выбирают массовую концентрацию k=s-ε, где s означает предел растворимости, и е составляет от 1 до 7% масс. Таким образом, например, в случае полистиролсульфоната, предел растворимости которого составляет 20% масс., должна быть выбрана концентрация 15%.

Продолжительность этапа полимеризации зависит от природы мономера. Ее определяют как время, необходимое для гелеобразования среды при температуре реакции. Таким образом, например, определяют, что продолжительность полимеризации полистиролсульфоната при 50°С будет составлять 1 час, а при 30°С она будет составлять 15 часов.

Реакцию полимеризации проводят в герметично закрытом сосуде в отсутствии кислорода, например, при барботировании аргоном. В этот сосуд направляют раствор мономеров или сомономеров, вводимых в реакцию, а также протезы или полосы ткани из ПКЛ, предварительно подвергнутые озонированию. Материал в герметично закрытом сосуде нагревают на водяной бане при температуре и в течение времени, величины которых были установлены как указано выше.

По окончании реакции элементы из ПКЛ, имеющие прививку, извлекают из реактора. Затем эти привитые материалы могут быть промыты для удаления, в частности, непрореагировавших остатков мономера (мономеров). Например, функционализированная поверхность может быть несколько раз промыта растворителем, подходящим для мономера или мономеров, например, дважды дистиллированной водой, и промывка необязательно может быть завершена обработкой любым подходящим растворителем, например, абсолютным этанолом, для удаления любых следовых количеств непривитых мономеров и полимеров.

Этап 3: Импрегнирование биохимическими агентами

Этот этап не является обязательным. Он направлен на усиление способности к биологической интеграции связки, на которую, как указано в этапах 1 и 2, были предварительно привиты биомиметические полимеры. Таким образом, импрегнирование (пропитывание) протеза одним или несколькими биохимическими агентами нацелено на усиление способности к закреплению и к улучшению клеточной пролиферации. Биохимические агенты, способствующие заселению (колонизации) фибробластами, представляют собой белки семейства фибронектинов и/или коллагена I и/или III типа. Предпочтительным является применение смеси белков-предшественников, т.е. смеси фибронектинов и коллагена I и/или III типа: в этом случае при закреплении фибробластов наблюдается синергический эффект. Импрегнирование протеза этими агентами может быть проведено, например, посредством вымачивания в ванне, содержащей коллаген.

Очевидно, что описанный этап импрегнирования не обязательно выполняют после проведения этапа прививания, и что он может быть выполнен между и чередоваться с другими этапами подготовки связки в соответствии с текущей стадией ее изготовления. Кроме того, после этапа импрегнирования предпочтительно выполняют этап стерилизации связки.

Стерилизация слоев и связок из ПКЛ

Выбор способа стерилизации чрезвычайно важен при создании биоматериалов на основе гидролизуемых сложных полиэфиров, и этому пункту должно быть уделено особое внимание. Поскольку сложные алифатические полиэфиры чувствительны к влажности и повышенной температуре, способы стерилизации в автоклаве или сухим теплом следует отвергнуть. Кроме того, с этими способами стерилизации связаны проблемы токсичности, обусловленной затруднительностью полного удаления остатков этиленоксида из биоразлагаемой матрицы.

Предпочтительно применяют три способа стерилизации: стерилизацию этанолом, УФ излучением и бета-излучением.

Группа изобретений относится к медицине, а именно к искусственному протезу связки, который отличается тем, что включает слой, состоящий из биоразлагаемых и рассасывающихся волокон, где биоразлагаемое и рассасывающееся волокно включает материал, выбранный из группы, включающей поли-ɛ-капролактон (ПКЛ), сополимеры ПКЛ и молочной кислоты (L и D) или гликолевой кислоты, сополимеры молочной и гликолевой кислот (L и D), полидиоксанон, полигидроксиалканоат и сополимеры перечисленных молекул, и биологически активный полимер, представляющий собой полистиролсульфонат натрия, привитый на поверхность протеза, и к способу обработки искусственных протезов связки, получаемых из биоразлагаемых волокон, где биоразлагаемое и рассасывающееся волокно включает материал, выбранный из группы, включающей поли-ɛ-капролактон (ПКЛ), сополимеры ПКЛ и молочной кислоты (L и D) или гликолевой кислоты, сополимеры молочной и гликолевой кислот (L и D), полидиоксанон, полигидроксиалканоат и сополимеры перечисленных молекул, для придания им способности имитировать живые материалы, причем способ биомиметической функционализации отличается тем, что он включает по меньшей мере один этап прививания биологически активных полимеров или сополимеров на поверхность протезов, и этап прививания состоит в перокислении поверхности посредством озонирования с последующим проведением радикальной полимеризации в растворе по меньшей мере одного мономера, где мономер представляет собой стиролсульфонат натрия. Группа изобретений обеспечивает получение искусственного протеза связки, который способствует адгезии, полиферации, колонизации и клеточной дифференцировке, а также образованию внеклеточной матрицы, что приводит к восстановлению функциональной ткани. 2 н. и 13 з.п. ф-лы.

1. Искусственный протез связки, отличающийся тем, что он включает слой, состоящий из биоразлагаемых и рассасывающихся волокон, где биоразлагаемое и рассасывающееся волокно включает материал, выбранный из группы, включающей поли-ε-капролактон (ПКЛ), сополимеры ПКЛ и молочной кислоты (L и D) или гликолевой кислоты, сополимеры молочной и гликолевой кислот (L и D), полидиоксанон, полигидроксиалканоат и сополимеры перечисленных молекул, и биологически активный полимер, представляющий собой полистиролсульфонат натрия, привитый на поверхность протеза.

2. Искусственный протез связки по п. 1, отличающийся тем, что биоразлагаемое и рассасывающееся волокно включает ПКЛ.

3. Искусственный протез связки по п. 2, отличающийся тем, что слой полностью состоит из волокон ПКЛ.

4. Искусственный протез связки по п. 1, отличающийся тем, что искусственная связка представляет собой суставную или околосуставную связку.

5. Искусственный протез связки по п. 1, отличающийся тем, что искусственная связка представляет собой переднюю или заднюю крестообразную связку.

6. Способ обработки искусственных протезов связки, получаемых из биоразлагаемых волокон, где биоразлагаемое и рассасывающееся волокно включает материал, выбранный из группы, включающей поли-ε-капролактон (ПКЛ), сополимеры ПКЛ и молочной кислоты (L и D) или гликолевой кислоты, сополимеры молочной и гликолевой кислот (L и D), полидиоксанон, полигидроксиалканоат и сополимеры перечисленных молекул, для придания им способности имитировать живые материалы, причем способ биомиметической функционализации отличается тем, что он включает по меньшей мере один этап прививания биологически активных полимеров или сополимеров на поверхность протезов, и этап прививания состоит в перокислении поверхности посредством озонирования с последующим проведением радикальной полимеризации в растворе по меньшей мере одного мономера, где мономер представляет собой стиролсульфонат натрия.

7. Способ по п. 6, отличающийся тем, что продолжительность озонирования при содержании озона, составляющем приблизительно 50 г/см³, составляет от 5 до 90 мин.

8. Способ по п. 6, отличающийся тем, что концентрация мономера (мономеров) в растворе мономеров составляет от 5 до k%, где k представляет собой концентрацию, близкую к пределу растворимости мономера (мономеров) в растворе.

9. Способ по п. 6, отличающийся тем, что перед этапом прививания выполняют дополнительный этап подготовки поверхности только в среде растворителя или в среде растворителя, и затем в водной среде.

10. Способ по п. 9, отличающийся тем, что среда растворителя состоит из гексана или простого этилового эфира.

11. Способ по п. 9, отличающийся тем, что среда растворителя состоит из по меньшей мере одного растворителя, способного модифицировать поверхность посредством набухания.

12. Способ по п. 11, отличающийся тем, что растворитель, способный модифицировать поверхность посредством набухания, представляет собой простой эфир.

13. Способ по п. 11, отличающийся тем, что растворитель, способный модифицировать поверхность посредством набухания, выбран из следующей группы растворителей: тетрагидрофурана (ТГФ), диметилсульфоксида (ДМСО), N,N-диметилформамида (ДМФА), N,N-диметилацетамида (ДМАА), N-метилпирролидона (NMP).

14. Способ по п. 9, отличающийся тем, что этап подготовки поверхности в водной среде состоит в горячей обработке поверхности сложного полиэфира водным раствором карбонатных солей щелочных или щелочноземельных металлов, таких как, например, Na₂CO₃ или CaCO₃, для удаления образующихся при получении сложного полиэфира остатков, находящихся на его поверхности.

15. Способ по п. 6, отличающийся тем, что он включает дополнительный этап импрегнирования протеза, после выполнения этапа прививания, одним или несколькими биохимическими агентами, улучшающими колонизацию фибробластами, где биохимический агент представляет собой белок семейства фибронектинов и/или коллагена I и/или III типа.