Гидрофильный гель, способ его получения (варианты), раневое покрытие и перевязочное средство на его основе

Гидрофильный гель, способ его получения (варианты), раневое покрытие и перевязочное средство на его основе

Реферат

Изобретение относится к области медицины, конкретно к перевязочным средствам, используемым для лечения ожогов, трофических язв и других повреждений кожи, а также к способам их получения.

В настоящее время эффективность перевязочных средств во многих случаях определяется биосовместимостью с тканями организма, сорбирующими свойствами, способностью поддерживать влаго-газообмен на ране, предотвращать развитие инфекции, удобством пользования, наличием в их составе различных биологически активных веществ.

Среди перевязочных средств известны, в частности, различные лечебные повязки на основе трикотажных и нетканых материалов, например Inadine (фирмы Jonson&Jonson, США), состоящая из трикотажного вискозного полотна, пропитанного раствором повидон йода в полиэтиленгликоле, недостатком которой является малая сорбция (не более 3 г/г), низкая антимикробная активность. Частично эти недостатки преодолены в гелевой повязке Апполо-ПАК (фирма ООО «Торговый дом «Апполо»» ТУ 9392-002-42965160, 2002, Россия), которая содержит сетку-носитель и гель на основе сополимера акриламида и акриловой кислоты с иммобилизованным в нем антисептиком йодовидоном и анестетиком анилокаином.

Однако данные повязки обладают существенным конструктивным недостатком, заключающимся в том, что при вскрытии упаковки значительная часть геля остается на внутренней поверхности, а не переносится на ожоговую рану с сеткой-носителем. Еще одним недостатком является то, что мономеры полимера - основы геля токсичны, поэтому присутствие остаточных количеств этих мономеров в повязке из-за технического брака или в результате деполимеризации основы повязки в организме может привести к ухудшению течения раневого процесса. Кроме того, сорбционная способность повязки составляет 2-3 г/г, что для эффективного лечения ожоговой раны явно недостаточно.

Недостатки, присущие повязкам Апполо-ПАК, частично преодолены в гелеобразующем перевязочном материале «Активтекс ХЛ», который имеет текстильный, пленочный или бумажный носитель с нанесенным на него по крайней мере с одной стороны комплексом биосовместимого полимера и лекарственного средства - антимикробного препарата хлоргексидина и местного анестетика - лидокаина. В качестве биосовместимого материала используют комплекс на основе полисахарида и коллагена или желатины (RU 2101033, 1998). Комплекс характеристик этой повязки обеспечивает возможность лечения некоторых видов ожогов. Его сорбционная способность достигает 4,5 г/г. Однако такая сорбционная способность в ряде случаев недостаточна. Кроме этого необходимо их смачивать перед наложением и снятием повязок, а также существует вероятность врастания пленки в рану.

Более высокой сорбционной способностью обладает повязка, содержащая обращенный к ожоговой ране атравматический лечебный слой, состоящий из текстильного носителя с лекарственными средствами, сорбционный слой из перфорированного хлопчатобумажного полотна весом 120-210 г/м², которое пропитано водным раствором смеси полиэтиленгликолей 10-50 мг/см² и анестетиков 0,5-1,2 мг/см², а также расположенный поверх лечебного слоя сорбционный слой, выполненный из нетканого полотна, который обеспечивает сорбционную способность повязки не менее 10 г/г (RU 2275179, 2006). В качестве лекарственных средств могут быть использованы антисептики (хлоргексидин, фурагин, йодоперон, повидон йода, хинозол или диоксидин) или анестетические вещества (лидокаин, дикаин, анилокаин, тримекаин).

Повязка имеет высокую степень моделирования поверхности, удобна в применении, а сочетание сорбционного слоя в комбинации с лечебным перфорированным слоем позволяет повысить сорбционную способность повязки до 10-20 г/г. Основным недостатком такой повязки является использование текстильных и нетканых материалов, которые после прекращения обильной экссудации могут прирастать к ране, в результате чего удаление повязки при ее смене может приводить к травмированию регенерированных тканей.

Известна трехслойная медицинская повязка с повышенной биосовместимостью и улучшенной проницаемостью для паров воды, содержащая основу, лекарственное вещество и защитное полимерное покрытие (RU 2125859 1999). Первый прилегающий к ране слой выполнен в виде пленки из водорастворимого полимера, например: поливинилового спирта, метилцеллюлозы и/или ее производных, полиэтиленгликоля, карбоксиметилцеллюлозы, полиакриловой кислоты, полиакрилатов. Эти полимеры хорошо прилегают к поврежденной поверхности за счет абсорбции влаги, увлажняют и набухают, сохраняя эластичность. Второй слой - основа выполнен из биодеструктируемого материала - сополимера гликолида и лактида, взятых в соотношении 70:30-1:99 соответственно, или смеси указанного сополимера с 1-10 мас.% простого полиэфирполиола и/или поли-N-винилпирролидона. Такая биодеструктируемая пленка обладает высокой проницаемостью по отношению к парам воды: Срок биодеструкции, т.е. время полного рассасывания основного слоя составляет 1-7 недель, в зависимости от конкретного состава заявляемой повязки. Это обеспечивает заживление кожи при повреждениях различных типов и исключает необходимость удаления пленки с травмированием кожи. Третий защитный слой предохраняет раневую поверхность от проникновения болезнетворных микроорганизмов извне и одновременно обеспечивает повышенный газообмен. Этот слой выполнен в виде диффузионной мембраны из полисилоксана или его сополимеров (силар, карбосил), либо в виде микрофильтрационной мембраны из алифатического полиамида, фторопласта и др. с размерами пор не более 0,2 мкм, обеспечивающими непроницаемость по бактериям. Покрытие обеспечивает при этом пролонгированное дозированное выделение лекарственного вещества.

Повязка обеспечивает стимуляцию репаративной регенерации длительно незаживающих ран в мягких тканях, однако не обладает достаточной сорбцией и активным лечебным действием в начальной стадии лечения.

Известна повязка, которая решает задачу повышения лечебной эффективности перевязочного средства за счет обеспечения более полного попадания лекарственного средства в зону поражения и более полного оттока экссудата из зоны поражения, что позволяет снизить травматичность перевязок, а также их частоту (RU 2189210, 2002). Предлагаемая многослойная медицинская повязка содержит последовательно гидрофобный атравматичный проницаемый слой, лечебный слой, слой из полимерной пленки, а также расположенный над вышеперечисленными наружный защитный воздухопроницаемый сорбционный слой, причем лечебный слой и слой из полимерной пленки выполнены соосно перфорированными. Атравматичный проницаемый слой может быть выполнен из материала, полученного плетением волокон (полиамидная сетка) или перфорированием нетканого материала, например полимера, что способствует за счет его гидрофобности проводить атравматическую смену повязки. Основное назначение этого слоя состоит в обеспечении влагопоглощения (величина последнего не менее 10 г - 17 г/г). Повязка плотно прилегает к ранам, расположенным на участках тела с различным рельефом, обеспечивает хорошую сорбцию, благотворно влияет на заживление раны.

Недостатками повязки является то, что она требует дополнительной фиксации, а ее применение не исключает травмирования раны, так как контактный слой выполнен из небиодеструктируемого материала.

Одним из перспективных материалов для изготовления повязок считается гидрогелевый слой на основе целлюлозы и карбоксиметилцеллюлозы. Материал способен поглощать водный физиологический раствор в количестве, по меньшей мере в 15 раз превышающем их собственный вес (по результатам теста на поглощаемость при свободном разбухании), с образованием разбухшего прозрачного геля (US 3731686, US 3589364, US 4634438, US 4634439; патент РФ №2135212, 1999). Перевязочный материал после такого разбухания сохраняет достаточно волокнистый характер для удаления его с раны как целостного перевязочного материала. Элементарные нити карбоксиметилцеллюлозы можно использовать для лечения травматической, хирургической или хронической раны. Однако технология получения таких производных целлюлозы технически сложна, а сами материалы на основе производных целлюлозы не обладают способностью к биодеструкции на ране и требуют удаления.

Сорбционной емкостью по воде свыше 100 г/г обладают суперабсорбенты, используемые в изделиях для личной гигиены, получаемые на основе таких веществ, как агар, пектин, природные смолы, карбоксиалкилированный крахмал, карбоксиалкилцеллюлоза, полиакрилаты, полиакриламиды и гидролизованный полиакрилонитрил. Так, известен суперсорбент (RU 2152403, 2000), получаемый на основе набухающего в воде нерастворимого в воде карбоксиалкилполисахарида. Технология его получения включает в себя стадии приготовления гомогенной смеси, состоящей из водорастворимого полисахарида и воды, выделения указанного полисахарида из смеси и термообработку выделенного карбоксиалкилполисахарида при 200-250°С в течение 50-90 с, а также заявляется сам полисахарид, полученный указанным способом. Полисахарид имеет начальную величину абсорбционной способности под нагрузкой по меньшей мере 17 г/г и сохраняет по меньшей мере около 50% начальной величины абсорбционной способности под нагрузкой после старения в течение 60 суток при 24°С и относительной влажности по меньшей мере 30%. Суперсорбент на его основе содержит до 20 мас.% сшивающих агентов, однако его применение в медицинских целях не предполагается в связи с низкой биосовместимостью и токсичностью материала.

Наиболее благоприятной для течения раневого процесса формой покрытия являются гидрофильные гели (гидрогели). Однако при создании и применении перевязочных материалов с гидрогелевым слоем до сих пор существует много проблем, не позволяющих в полной мере использовать их потребительские свойства.

Идеальные гидрогели должны иметь высокую степень набухания при контакте с жидкостями раны, при этом не терять свою целостность и не стекать с раны. Они должны иметь хорошую адгезию к ране, легко повторять ее контуры. Желательно, чтобы гидрогели и их поддерживающий слой в составе перевязочного материала были прозрачны и позволяли наблюдать за состоянием раны без удаления повязки. С точки зрения безопасности желательно, чтобы гидрогель был выполнен из способных к биодеструкции природных и медицинских полимеров, не образующих токсичные продукты распада в организме. С точки зрения промышленной применимости желательно, чтобы гидрогель и перевязочное средство на его основе можно было бы получать простой технологией без использования органических растворителей.

Известны необратимый гидрофильный гель и повязка на его основе (RU 2225185, 2004), который используют в качестве носителя биологически активных веществ, вводя в композиции для повязок, дерматологически совместимые композиции, тампоны для ран, повязки для ран, повязки для ожогов, повязки для доставки лекарств, сухие пленки, косметические маски и компрессы. Гель получают смешением смеси гидрофильного полиальдегида, полученного путем прививки мономерных альдегидов на поли (N-винилактамы), полимера, выбранного из группы, состоящей из полиамида, полиамина и полиспирта, а также биологически активных добавок (БАД). В качестве БАД он может содержать нитроглицерин, скополамин, пилокарпин, эрготамина тартрат, фенилпропаноламин и теофиллин; антимикробные агенты, такие как тетрациклин, неомицин, окситетрациклин, триклозан, цефазолин натрия, сульфадиазин серебра, салицилаты, такие как метилсалицилат и салициловая кислота; никотинаты, такие как метилникотинат; капсаицин, бензокаин, α-гидроксикислоты, витамины и биостатики. Гель может быть соединен в одном изделии с разнообразными субстратами или подложками, включая полимерные пленки, например, из полиуретана, металлическую фольгу, ткани и нетканые материалы из натуральных и синтетических волокон и т.д. Для удобства использования гель на подложке покрывают наружным слоем, которым может быть пленка с нанесенным силиконом или полиэтилен.

Гель обладает свойством сопротивления холодному течению, само прилипает к коже и легко отшелушивается. При использовании в виде тампонов или повязки для накладывания на полость раны он обеспечивает повязкам такие желательные свойства как: биосовместимость; способность соответствовать полости раны; отсутствие прилипания к ране; способность абсорбировать эксудат; способность удаляться одним куском из раны; способность сохранять физическую целостность после набухания в эксудате; легкость в обращении, поскольку он не является слишком липким.

Недостатком предложенного гидрогеля является относительно невысокая абсорбционная способность, которая составляет, в основном, менее 10 г/г. Другим опасным моментом является то, что используемый в его составе акролеин в мономерной форме является токсичным, а следовательно, продукты биодеструкции в ране могут оказаться плохо совместимыми с организмом.

Наиболее перспективными для использования в раневых повязках являются гели на основе комплексов поливинилпирролидона (ПВП). Так, гидрогель получается взаимодействием поливинилпирролидона с хитозаном или его производными и может быть использован как носитель лекарственных веществ для трансдермальной доставки и использован в качестве масок для доставки увлажнителей кожи. (US 5420197, 1995). Он представляет собой комплекс нейтрализованного хитозана и поли(N-винил лактама), позволяющий включать различные субстраты и добавки.

Гель получают смешением водных растворов поли(N-винил лактама) и нейтрализованного хитозана при весовом соотношении от 12/1 до 2/1 с образованием смеси с общим содержанием полимеров от 5 до 20 вес.% и с введением лекарственных веществ во время получения геля. Полученный гидрогель способен поглощать экссудат без потери гелевой структуры. Гель может быть использован в заполняющем полости ранозаживляющем материале, раневых покрытиях, системах доставки лекарственных препаратов, косметических масках.

Достоинством данного изобретения является относительная простота получения биосовместимого ранозаживляющего материала. Недостатками гидрогеля являются возможность микробной контаминации и неудобство применения, т.к. в обводненном состоянии на ране наблюдается стекание.

Наиболее близким к заявляемой группе изобретений является перевязочное средство (RU 2270646, 2006), которое содержит полимерную пленку с нанесенным на ее поверхность слоем гидрогеля. Пленка выполнена из биосовместимого оптически прозрачного полимера со сквозными отверстиями диаметром D=0,01-3,0 мкм и плотностью N=(10³-10⁹) 1/см², а в качестве полимерного гидрогеля нанесен гидрогель, получаемый смешением растворов хитозана с многоатомными спиртами и поливинилпирролидоном. Полученный гидрогель наносится на водонерастворимую пленку с линейными сквозными порами, подсушивается до содержания влаги меньше 30%. Перевязочное средство способствует ускоренной регенерации поврежденных тканей и способно абсорбировать до 8 г/г экссудата. Внешняя пленка препятствует проникновению к ране микроорганизмов, позволяя визуально следить за процессами, протекающими в ране, и удобно прикрепляется к раневой поверхности.

Недостатками предложенного решения является необходимость длительного времени для формирования твердого гидрогеля (более чем двое-трое суток), что препятствует промышленной применимости данного метода, недостаточная сорбционная емкость, а также возможность стекания гидрогеля с раны при обводнении (абсорбции экссудата).

Задачей, решаемой авторами, являлась разработка такого геля и перевязочного средства на его основе, которые обладали бы улучшенными сорбирующими свойствами, сохраняли целостность после набухания в экссудате, обладали простотой в изготовлении и в пользовании, а также технологии их получения.

Технический результат достигается созданием геля, представляющего собой редкосшитый полимер хитозана и полианионного гидроколлоида, имеющий 2-3 сшивки сополимеров на молекулу хитозана и распределенные в нем вспомогательные вещества.

В качестве полианионного гидроколлоида используют взвесь частиц сукральфата или полиальгиновой кислоты, содержащую 0,01-15 вес.% стабилизатора. Доля полианионного коллоида в сополимере составляет от 0,1 до 10% от веса сухой смеси.

Использование хитозановой основы в гидрогеле также обеспечивает стимуляцию репаративных процессов. Особенностью заявляемых хитозановых гидрогелей является использование в качестве структурообразующего агента антацидного препарата сукральфата, который в настоящее время широко используется в качестве обволакивающего препарата при лечении язв желудка. Установлено, что введение в нейтрализованный раствор хитозана раствора сукральфата в концентрациях от 0,1 до 10% приводит к быстрому желированию хитозана и получению стабильного геля. Для пролонгации процесса структурообразования до технологически приемлемого времени (30-60 мин) предпочтительно сукральфат вводить в составе раствора вязкого полимера с вязкостью выше 800 мПа·с.

Использование сукральфата наряду со стабилизацией геля имеет и биологическое значение, т.к. сукральфат обладает способностью связывать эпителиальный фактор роста (EGF) и фиксировать его в области язвенного дефекта, стимулируя тем самым пролиферацию клеток, развитие сосудистой сети и регенерацию тканей. В известных источниках сукральфат применялся в составе композиций в форме мазей, кремов (US 4,945,084; 5,196,405; 5,202,311; 5,478,814), в частности для стабилизации основного фактора роста фибробластов (bFGF) и как индуктор ростовых факторов. Таким образом, можно было полагать, что введение сукральфата в состав перевязочного материала будет способствовать также стабилизации ростовых факторов и, следовательно, стимуляции регенерации тканей.

В качестве стабилизаторов используют высокомолекулярные полиспирты, такие как поливиниловый спирт, полиэтиленгликоль, а также поливинилпирролидон или микрочастицы серебра.

В качестве вспомогательных веществ используют пластификаторы и модификаторы, такие как глицерин и таурин, биологически активные вещества, в частности антиокислительные ферменты организма: супероксиддисмутазу, каталазу, цитохром С, глутатион; протеолитические ферменты, например коллагеназу; анестетики - дикаин, анилокаин, тримекаин, лидокаин и т.п. антибиотики и антисептики - гентамицин, хлоргексидина биглюконат, диоксидин, йодоперон, катамин и т.п.; наночастицы или коллоидные частицы серебра. Вспомогательные вещества вводятся в гель индивидуально или совместно в концентрациях от 0,01 до 30% от сухой массы геля.

Полученный гидрогель представляет собой полимерную матрицу, способную пропускать для выхода в рану включенные в нее лекарственные вещества с размерами гидродинамического радиуса до 60, а в набухшем состоянии до 300 Ǻ. Такие свойства геля позволяют использовать содержащиеся в раневом экссудате многочисленные биологически активные вещества (ростовые факторы, цитокины и др.), которые сами по себе участвуют в раневом процессе и обладают регулирующей активностью. При обычных методах лечения экссудат удаляется и эти вещества не участвуют в раневом процессе. Если на раны накладывать гидрогели, предлагаемые в данном изобретении, ростовые факторы и цитокины удерживаются внутри гидрогеля, стабилизируются и впоследствии могут проявлять свое действие, что благоприятно сказывается на течении репаративных процессов.

Основной особенностью геля является его редкосшитая структура - 2-3 сшивки сополимеров на молекулу хитозана. Применение более плотно сшитых полимерных сетей затрудняет проникновение через них клеток и ферментов, способных подвергать полимеры биодеструкции. Такие полимеры плохо абсорбируют тканевой детрит и не могут выполнять функцию временной экстрацеллюлярной матрицы и способствовать регенерации тканей. Так, при использовании на ране порошка суперсорбента на основе плотно сшитого ионами металлов сополимера акриловой и метакриловой кислот образуется гель, хорошо заполняющий весь дефект. Однако роста грануляционной ткани и эпителизации, а также дальнейшего заживления раны при использовании такого геля не происходит.

Гидрофильный гель получают по одному из двух вариантов.

По первому варианту осуществляют смешение хитозана с полианионным гидроколлоидом, в который предварительно введен стабилизатор и вспомогательные вещества, при этом перед смешением с хитозаном гидроколлоид при подщелачивании до pH 5,5-6,5 подвергают физико-химическому активированию путем замораживания-оттаивания, автоклавирования, обработкой СВЧ или ультразвуком и/или к полианионному гидроколлоиду предварительно добавляют 0,01-1 мас.% полиэлектролита, например карбоксиметилцеллюлозы, или альгиновой кислоты, а после смешения с хитозаном смесь выдерживают в течение 30-60 мин.

Предлагаемый механизм образования гидрогеля заключается в формировании ионных связей между аминогруппами хитозана и карбоксильными группами второго ингредиента. При этом следует учесть, что использование стандартной технологии связывания не позволяет добиться решения поставленной задачи по следующим причинам. Во-первых, связывание полимеров и образование нетекучего геля, способного к сохранению формы, является длительным процессом и может занимать не менее месяца, т.к. взаимодействие карбоксильной группы с аминогруппой хитозана стерически затруднено. После приготовления гидрогеля в течение длительного времени в нем происходят процессы структурообразования, о чем свидетельствует постоянный рост модуля сдвига. Это не позволяет говорить о стабильности свойств предложенного материала.

Во-вторых, концентрированный слой гидрогеля, нанесенный на подложку из поддерживающего материала, часто способен к стеканию с нее при повышенной температуре окружающей среды и под нагрузкой, так называемая холодная текучесть. Кроме того, он разжижается при обводнении и действии раневых ферментов (сорбции экссудата на ране) и способен стекать с нее и подложки, а абсорбционная способность такого гидрогеля по воде составляет только примерно 4 г/г.

В предлагаемой технологии свойства связанного гидрогеля в основном определяются межмолекулярным взаимодействием хитозана, а стабилизаторы, такие как поливинилпирролидон (ПВП) и полиспирты выступают в качестве среды с высокой вязкостью (с вязкостью более 800 мПа·с), тормозящей быстрые процессы сшивки или агрегации молекул хитозана. Это позволяет получать равномерную редко сшитую трехмерную полимерную матрицу на основе хитозана, биосовместимую и с высокой абсорбционной способностью. Одновременно стабилизатор осуществляет связывание (сорбцию) сшивающего агента с последующим медленным выделением его для взаимодействия с молекулами положительно заряженного полимера.

Известно, что в зависимости от pH раствора хитозан может либо находиться в растворенном состоянии, либо выпадать в осадок. Между этими двумя состояниями существует узкий интервал pH 5,5-6,8, при котором он может находиться в состоянии геля. Однако достигнуть такого стабильного состояния крайне сложно. Присутствие полимера, создающего высоковязкую среду, затрудняет взаимодействие молекул хитозана и выделение его в твердую фазу, но облегчает переход в гель-фазу. Наиболее простой способ получить нетекучий стабильный гель хитозана заключается в защелачивании системы в присутствии высоковязкого полимера при смешении растворов полимеров. Однако это действие требует очень точного расчета добавляемой щелочи, что затруднено в связи с тем, что свойства хитозана определяются степенью дезацетилирования и его молекулярном весом. Поэтому расчетное количество необходимой щелочи будет меняться от партии к партии хитозана, причем избыток щелочи сказывается часто только по прошествии некоторого времени, либо при изменении условий обводнения геля - в результате чего хитозан начинает выпадать в осадок. Вместе с тем введение чистой щелочи в раствор, содержащий хитозан, находящийся в критическом состоянии при pH, близком к осаждению, будет неизбежно вызывать образование осадка за счет локальных зон высокого pH, поэтому щелочь предлагается вводить в систему вместе с высоковязким раствором другого полимера.

Как было сказано ранее, одним из недостатков получения гидрогелей путем взаимодействия хитозана со свободными карбоксильными группами. Для ускорения взаимодействия между противоположно заряженными полимерами, позволяющего осуществить желирование системы, целесообразно осуществлять обработку раствора этих полимеров после смешения путем замораживания - оттаивания (охлаждение до -40 град.С), или обработкой ультразвуком или СВЧ, или автоклавированием, что позволяет повысить доступность заряженных групп макромолекул полимеров для взаимодействия.

Другим способом ускорения процесса получения связанного гидрогеля является использование небольших добавок ионогенных полимеров, способных к быстрому комплексообразованию с хитозаном, таких как карбоксиметилцеллюлоза, альгиновая кислота и т.п. При смешении водных растворов хитозана и этих полимеров практически сразу выпадает полимерный комплекс в виде плотного осадка. Однако в растворе вязкого полимера с вязкостью выше 800 мПа·с добавка к раствору хитозана 0,01-1 вес.% полиэлектролита (карбоксиметилцеллюлозы, или альгиновой кислоты или другого биосовместимого кислого полиэлектролита) немедленной коагуляции не происходит, а образуется высокодисперсный коллоид, пригодный к нанесению на подложку или к отливу в форму в течение 30-60 мин, в течение которого происходит формирование интерполимерного полиэлектролитного комплекса с хитозаном, в результате чего гидрогель быстро желируется.

По второму варианту в гель после смешения хитозана с полианионным гидроколлоидом, в который предварительно введено азотнокислое серебро и вспомогательные вещества, выдерживают полученный продукт на свету до образования монокластеров серебра.

Второй вариант получения геля был разработан на установлении возможности придания гидрогелям свойства слабых суперсорбентов и значительно повысить их сорбционную способность при условии медленной скорости связывания ингредиентов при включении в процесс ионов металлов.

Известно, что хитозан способен к образованию хелатоподобных связей с большинством ионов металлов, что обусловливает его широкую применимость в качестве сорбента радиоактивных изотопов. Однако быстрое взаимодействие хитозана с ионами металлов не позволяет получать удовлетворительных по свойствам гидрогелей. Так смешение раствора нейтрализованного хитозана с раствором азотнокислого серебра приводит к образованию черно-бурого раствора, что связанно с быстрым восстановлением серебра и выпадением его в виде коллоидного осадка, не обладающего высокой антимикробной активностью.

Однако авторами было установлено, что если ионы серебра сначала диспергировать в нейтральном полимере, то после смешения с раствором хитозана наблюдается образование прозрачного высоковязкого геля. При введении азотнокислого серебра в количестве от 0,01 до 1 вес.% (по содержанию в геле сухих веществ) можно получить желированный гель, содержащий серебро в ионной форме. При последующем засвечивании гидрогеля в течение нескольких часов гель желтеет и слегка коричневеет. Изучение этого процесса на спектрофотометре позволило обнаружить пик плазменного резонанса при 400 нм, что свидетельствует о переходе серебра в нульвалентную форму и образовании нанокластеров серебра размером до 10 мкм. При длительном засвечивании практически все серебро переходит в нульвалентную форму, а размеры кластеров подрастают до 10-20 мкм. Полученный гидрогель обладает высокой сорбционной способностью (до 40 г/г через четверо суток набухания), медленной скоростью сорбции жидкости, высокой антимикробной активностью, хорошо совместим с тканями организма, способен длительное время сохранять свою целостность и не стекать с раны даже при высокой степени набухания. Гели и повязки на его основе имеют высокую степень моделирования поверхности.

Предложенные гидрогели могут быть использованы или самостоятельно, или в составе аппликаций на рану в виде слоя, нанесенного на подложку. В качестве подложки наиболее благоприятна пористая водонерастворимая пленка из биосовместимых материалов.

Перевязочный материал на основе вышеописанного геля представляет собой гидрогелевый слой, нанесенный на биосовместимую пленку из водонерастворимого полимера с порами диаметром D=(0,01-5,0) мкм.

В качестве полимерного материала для такой пленки может быть взят политетрафторэтилен, полиэтилентерефталат, один или в смеси с полипропиленом, полисульфонамид, карбоксиметилцеллюлоза, полиимид, сополимеры простого полиэфира и полиамида, силикон и другие биосовместимые пористые полимерные материалы. Толщина пленки составляет, как правило, от 3 до 100 мкм.

Вышеописанный перевязочный материал может использоваться как самостоятельно, так и составе многослойной повязки, включающей в себя гидрофобный атравматичный проницаемый слой, лечебный слой и слой из полимерной пленки, заменяя один или несколько слоев, входящих в ее состав.

Перевязочные средства на основе комбинирования полимерной пленки и гидрогелевого слоя, содержащего в своем составе биоактивные вещества, полученные по заявляемому изобретению, могут быть использованы при лечении трофических язв и различных типов ран, включая раны, загрязненные микроорганизмами, трофические и длительно незаживающие раны, а также могут использоваться в качестве заменителя аллогенной кожи при выполнении операций по восстановлению кожного покрова у пациентов с обширными ожогами. Покрытия могут находиться на ранах в течение длительного срока от 2 до 20 дней и в течение этого периода оказывают свое лечебное действие. Использование такого рода раневых покрытий позволяет реализовать принцип «осуществил аппликацию покрытия и забыл».

Сущность заявляемого изобретения иллюстрируется следующими примерами.

Пример 1 (аналог). 200 мл «Повидона» (10% раствор поливинилпирролидона (ПВП) с молекулярной массой около 3000000 Да) подщелачивают 10% раствором натриевой щелочи до pH 9.0±0.5. В раствор ПВП при перемешивании вводят 20 мл глицерина. Полученный раствор автоклавируют 30 мин при 1 атм и температуре +121°С.

2 г хитозана с молекулярной массой в пределах от 20000 до 2000 000 Да и степенью дезацетилирования более 92% заливают 100 мл воды и дают набухнуть в течение 4 часов. После этого при перемешивании в суспензию вводят 2 мл уксусной кислоты. После загустевания раствор оставляют на сутки. Далее раствор перемешивают, фильтруют от нерастворимых частиц и нейтрализуют щелочью до pH 6,1.

При комнатной температуре сливают раствор ПВП и раствор хитозана и интенсивно перемешивают до однородного раствора в течение 10 мин. Далее гель наносят на пленку площадью в 500 см² из расчета 0,3 мл на 1 см² и подсушивают до содержания влаги менее 50%. Полученный перевязочный материал имеет pH в пределах от 6,3 и способен сорбировать 8 г/г воды в сутки.

В экспериментах на ранах установлено, что при обильной экссудации гидрогель сильно обводняется и способен стекать с раны, что вызывает неудобство при применении.

Пример 2. Раствор хитозана готовят по методике примера 1.

0,4 г альгиновой кислоты растворяют в 40 мл воды при подщелачивании 0,1 N раствором NaOH. 20 г (по сухому весу) поливинилового спирта с молекулярной массой выше 100000 растворяют при нагревании в 200 мл деионизованной воды. Далее в раствор вводят при перемешивании 10 г таурина и 40 мл глицерина, после растворения вводят 40 мл раствора альгиновой кислоты. Полученный раствор автоклавируют 30 мин при температуре +121°С.

При комнатной температуре сливают приготовленные растворы и интенсивно перемешивают до однородного состояния в течение 10 мин. В ходе смешения в растворе формируются тонкодисперсный коллоид комплекса хитозана и полиальгиновой кислоты. После смешения гель наносят на подложку и подсушивают до содержания влаги менее 50%. Полученный перевязочный материал способен сорбировать 8 г/г воды.

В экспериментах на ранах установлено, что при обильной экссудации гидрогель при обводнении не стекает с раны.

Пример 3. Раствор хитозана готовят по методике примера 1.

20 г высокомолекулярного полиэтиленоксида (с молекулярной массой выше 1000000 кДа) растворяют в 200 мл деионизованной воды. В полученный раствор вводят 25 мл глицерина и перемешивают. Далее в раствор вводят при перемешивании 40 мл раствора полиальгиновой кислоты. При комнатной температуре сливают приготовленные растворы и интенсивно перемешивают до однородного состояния в течение 10 мин.

После смешения гель наносят на пленку из расчета 0,5 мл на 1 см² и подсушивают до содержания влаги менее 50%. Полученный перевязочный материал способен сорбировать 10 г/г воды.

Пример 4. Раствор хитозана готовят по методике примера 1.

200 мл «Повидона» подкисляют 0,1 N соляной кислотой до pH 2,5±0.5. В раствор ПВП при перемешивании вводят 20 мл глицерина. В раствор ПВП при перемешивании вводят 0,5 г сукральфата (алюминий-сульфатного комплекса сахарозы). Раствор нейтрализуют до pH 6,0. В ходе нейтрализации образуется тонкодисперсный коллоид сукральфата, стабилизированный ПВП.

При комнатной температуре сливают приготовленные растворы и интенсивно перемешивают до однородного состояния в течение 10 мин. После получения гель наносят на подложку и подсушивают до содержания влаги менее 50%. Полученный перевязочный материал способен медленно (до 4-х суток) сорбировать 20,4 г/г воды, при этом не подвергаясь холодному течению.

Пример 5. Раствор хитозана готовят по методике примера 1.

Раствор ПВП готовят, как в примере 4. В раствор ПВП при перемешивании вводят 10 мл 0,02N раствора азотнокислого серебра.

При комнатной температуре сливают приготовленные растворы и интенсивно перемешивают до однородного состояния в течение 10 мин. После получения гель наносят на подложку и выдерживают в освещенном месте 6 часов. При этом гель засвечивается и серебро переходит в нуль-валентную форму, выделяясь в виде нанокластеров серебра, размером до 20 нм. Гель приобретает желто-коричневатый оттенок. Гель подсушивают до содержания влаги менее 50%. Полученный перевязочный материал способен сорбировать до 19,3 г/г воды в течение 4 суток. На ранах материал проявляет бактерицидную активность.

Пример 6. Раствор хитозана готовят по методике примера 1.

Раствор ПВП готовят, как в примере 4. В раствор ПВП при перемешивании вводят 10 мл раствора, содержащего 0,02N азотнокислого серебра и 0,04N азотнокислого церия.

При комнатной температуре сливают приготовленные растворы и интенсивно перемешивают до однородного состояния в течение 10 мин. После получения гель наносят на подложку и выдерживают в освещенном месте 6 часов. При этом гель засвечивается и серебро переходит в нуль-валентную форму, выделяясь в виде нанокластеров серебра, размером до 20 нм. Гель приобретает желто-коричневатый оттенок. Гель подсушивают до содержания влаги менее 50%. Полученный перевязочный материал способен сорбировать до 18,0 г/г воды в течение 4 суток. На ранах материал проявляет бактерицидную активность.

Пример 7. Бактерицидную активность гидрогелей, полученных по примерам 5 и 6, исследовали путем внесения в LB-бульон или в жидкую гидролизно-молочную среду различного количества гидрогелей, 20, 200, 2000 мкг (по сухому весу)/мл среды. Гидрогели вносили перед засевом или в середине логарифмической фазы роста тест-культур. Выращивание осуществляли в плоскодонных полистироловых 96-ячеечных планшетах при температуре +37°С. Оптическую плотность тест-культур измеряли на вертикальном спектрофотометре для микроплат «Bio-Rad» при длине волны 490 нм. Тест-культурами служили условно-патогенные (S. enteritidis, S. flexneri, К. pneumoniae, S. aureus, С. albicans) и пробиотические микроорганизмы: (Е. coli М-17, L. casei Shirota, L. delbrueckii, L. acidophilus). Плотность засева варьировали в диапазоне 1-10⁷ КОЕ/мл (через порядок).

Сравнительную бактерицидную активность гидрогелей оценивали по величине зоны задержки роста микроорганизмов через 48-часов после нанесения капель тестируемых раство