Оглавление

Введение

Анализ литературы

1. Тканевая инженерия

1.1. Современные виды лечения с помощью заменителей ткани

1.1.2. Дефицит органов

1.1.3. Трансплантация органов

1.1.4. Медицинское устройство

1.2. Скаффолды в тканевой инженерии

1.2.1. Подход на основе скаффолдов

1.2.2. Клинические ценности тканевой инженерии, основанной на скаффолдах

1.2.3. Иммунные реакции

1.2.4. Деградация скаффолдов in vivo

1.2.5. Риски инфекции

1.2.6. Биоплёнки

1.2.7. Риски передачи заболеваний скаффолдами

1.2.8. Тканеинженерные скаффолды мочевого пузыря для цистопластики

1.2.9. Проблемы

1.2.10. Требования к изготовлению скаффолдов

2. Биосовместимые и биодеградируемые изделия на основе полимолочной кислоты

2.1. PLA и ее композиты

2.2. Появление биопластиков

2.3. Последние тенденции для PLA: от биомедицины к техническим приложениям

2.4. Производство PLA композитов

2.5. Композитные скаффолды из PLA и кальций фосфатной керамики

2.6. PLA и гидроксиапатит

2.7. Композиты PLA и кальций фосфатное стекло

2.8. PLA и сульфат бария (BaSO4)

2.9. PLA и карбонат кальция, β-трикальций фосфат

2.10. Композиты PLA и сульфат кальция, разработанные со специальными свойствами конечного использования

2.11. Нанокомпозиты на основе полилактидов (PLA)

2.12. Нанокомпозиты на основе наноцеллюлозы

2.13. Наноцеллюлоза / PLA нанокомпозиты

2.14. PLA нановолокна с гидроксиапатитом в качестве подложек для роста костеобразующих клеток

3. Аналитический обзор мировых тенденций развития технологий изготовления биодеградируемых изделий для медицины

3.1. Традиционные методы изготовления скаффолдов

3.1.1. Склеивание волокон 

3.1.2. Метод заливки

3.1.3. Экструзия

3.1.4. Электроспиннинг

3.1.5.Формование окунанием в раствор и выщелачивание частиц (SCPL)

3.1.6 Расслоение мембраны

3.1.7 Сушка вымораживанием

3.1.8 Разделение фаз

3.1.9. Газовое вспенивание

3.1.10 Самосборка пептидов

3.1.11 Изготовление композитной пены полимер/керамика

3.1.12 Сводная информация о традиционных методах изготовления 3D скаффолдов

3.2. Методы изготовления скаффолдов послойным синтезом: прямые методы

3.2.1.Метод осаждения из расплава/ раствора

3.2.1.1. Моделирование методом наплавления (FDM)

3.2.2. Метод аэродинамического формования

3.2.2.1. Теоретические основы и моделирование

3.2.2.2. Эмпирические исследования

3.2.2.2.1. Концентрации полимера и молекулярная масса

3.2.2.2.2. Переменные процесса.

3.2.2.2.3. Выбор системы полимер-растворитель

3.2.2.3. Структура и свойства волокон

3.2.2.3.1. Морфология

3.2.2.3.2. Механические свойства

3.2.2.3.3. Многокомпонентные полимерные волокна.

3.2.2.3. Применение технологии SBS и ее инновации

3.2.2.4. Биомедицинские применения полимерных волокон

3.2.2.4. Будущие направления метода аэродинамического формования

3.3. Биопринтинг

3.3.1. 3D принтинг для многомасштабного производства

3.3.2. 3D принтинг пространственно-временных биомолекулярных градиентов

3.3.3. Статический 3D принтинг градиентов

3.3.4. Динамический 4D принтинг градиентов

3.3.5. 3D гибридные системы с динамическими градиентами

3.3.6. Анатомический дизайн, полученный 3D принтингом

3.3.7. Биомеханические дизайн, реализуемый 3D принтингом

3.3.8. Биохимический дизайн, реализуемый 3D принтингом

4. Стандартизация и нормативно-техническая документация в области медицинских изделий

Приложение 1

Приложение 2

Приложение 3

Приложение 4

Приложение 5

Приложение 6

Список литературы

ОТЧЕТ O НАУЧНО-ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКОЙ РАБОТЕ

Разработка технологий изготовления биодеградируемых изделий для медицины на основе полимера полимолочной кислоты и мелкодисперсных фосфатов кальция

 

Тема: Выбор направления исследований, теоретические исследования поставленных перед ПНИ задач. Этап 1, промежуточный.

 

Список исполнителей: 

  • С. И. Твердохлебов. Руководитель темы, к.ф.-м.н., доцент (разделы 1-2, введение, заключение).
  • Е. Н. Больбасов. Инженер-исследователь 2 кат. (раздел 2.3).
  • А. И. Козельская. К.ф.-м.н., ассистент (раздел 2.2).
  • В. Т. Новиков. K.х.н., доцент (разделы 1, 2.1).
  • А. Х. Ашрафов. Инженер (раздел 2.1). 
  • С. И. Горенинский. Аспирант (раздел 2.1)

 

Введение

Методы восстановительной хирургии нацелены на улучшение качества жизни путём замещения отсутствующей функции органа посредством восстановления структур тела. Трансплантация – это революционный и спасающий жизнь метод, который может рассматриваться, как самая крайняя форма восстановительной хирургии, переносящей ткань и органы от донора пациенту. 

Несмотря на большой успех, всё ещё существуют некоторые ограничения, препятствующие развитию трансплантации. Главная проблема – доступность достаточного количества тканей и органов для всех пациентов. Как представлено выше, многие пациенты могут умереть, ожидая доступных органов, из-за большого числа людей, ожидающих трансплантации. Кроме этого, хроническое отторжение и разрушение, вызванное иммунной системой, со временем может создать дисбаланс иммунного надзора из-за угнетающего воздействия на иммунитет, которое с большой вероятностью вызовет образование новой опухоли. Более того, имплантируемый материал инородного тела также может вызвать смещение, разрыв, миграцию и инфекцию. Аномальное взаимодействие тканей после передвижения ткани из одного положения в другое может вызвать биологические реакции. Например: рак толстой кишки с фатальным исходом может возникнуть через 20 – 30 лет после переадресации мочи в толстую кишку. Эти ограничения стимулировали необходимость поиска и разработки инновационных методов обеспечения требуемой ткани.

Таким образом, в этом контексте возникла технология тканевой инженерии (ТИ). Производится новая и функционально живая ткань, используя существующие живые клетки, которые обычно связаны со скаффолдом или матриксом для того, чтобы направлять развитие ткани [11]. Идентифицирован ряд новых источников клеток, таких как стволовые клетки, который привлёк новый интерес к области ТИ. Фактически, из-за появления и развития биологии стволовых клеток был введён новый термин - регенеративная медицина. Скаффолды могут представлять естественный объект или искусственный или быть их комбинацией. Клетки могут культивироваться внутри скаффолда и могут быть связаны с матриксом перед имплантацией. Как альтернатива, они могут мигрировать в имплантат после имплантации. Клетки могут выделяться как полностью дифференцированные клетки ткани, или ими можно манипулировать для того, чтобы генерировать желательную функцию, если они выделяются из других тканей [12]. Поэтому, приложение ТИ к человеческому здравоохранению можно рассматривать, как уточнение ранее определённых принципов медицины.

 

Анализ научно-технической литературы, нормативно-технической документации и других материалов с целью оценки состояния проблемы

 

1. Тканевая инженерия

Тканевая инженерия (ТИ), междисциплинарная технология, которая возникла тридцать лет тому назад и привлекла значительное внимание многочисленных учёных, инженеров, технологов и физиков со всего света благодаря своей способности создавать биологические заменители для восстановления и замещения больных и повреждённых тканей. Важной отраслью тканевой инженерии является применение таких новых методов, как микроизготовление и послойное изготовление, что позволит добиться значительных достижений в современной регенеративной медицине.

Термин «тканевая инженерия» впервые был использован в середине 1980 –х годов для того, чтобы описать методы, которые использовались для манипуляции тканями и органами в хирургии. Упрощённо говоря, ТИ также относится к приложениям, которые включали использование биоматериалов и протезных устройств [10]. В 1987 г. концепция ТИ была формально введена в медицину и определена, как «Тканевая инженерия – это применение принципов и методов технологических разработок и медико-биологических технологий для фундаментального понимания соотношения структура – функция в нормальных и патологических тканях млекопитающих и развития биологических заменителей для восстановления, поддержания и улучшения их функций [11]. 

Тканевая инженерия по существу представляет инженерное решение медицинской проблемы. Однако, её многодисциплинарность требует совместного сотрудничества клеточных биологов, материаловедов и инженеров – механиков. Такие фундаментальные науки, как биология, химия, физика и регенеративная медицина также могут извлечь пользу из успехов тканевой инженерии. Конечной целью ТИ является производство функциональных тканей, способных поддерживать или восстановить повреждённые ткани и/или органы [9]. Вообще, целью ТИ является повторение некоторых аспектов развития естественной ткани в функциональную ткань в отношении организации и дифференцировки клеток. Использование аутологических клеток вместе с биодеградируемыми пористыми скаффолдами и факторами роста позволяет специально проектировать и изготовлять имплантируемые конструкции. 

На ранней стадии развития в ТИ были широко приняты два подхода, а именно культивирование клеток и культивирование тканей. В 1970-ые годы детский хирург-ортопед по имени В. Грин (W. Green) предпринял серию экспериментов по генерированию хрящей, используя метод культуры хондроцитов. Хондроциты высеивались на спикулы костей и имплантировались в голых (безтимусных) мышей. Хотя эксперименты закончились безуспешно, его новая концепция соединения и связывания клеток со скаффолдами, конфигурированными соответствующим образом, была очень суггестивной для развития ТИ. Через несколько лет двое учёных: Иннас Яннас (Iannas Yannas) из M.I.T. и Джон Бэрк (John Burke) из Массачусетской общей больницы выполнили совместную работу по генерированию кожи посевом и культивированием дермальных кератиноцитов и фибробластов на белковых скаффолдах. Полученная кожа использовалась для регенерации ожоговых ран. Другая работа включает засеивание коллагеновых гелей фибробластами Э. Беллом и перенос слоёв кератиноцитов на ожоговые раны Х. Грином [9].

Решающим моментом в истории развития ТИ стала статья Джозефа Ваканти (Joseph Vacanti) и Роберта Лангера (Robert Langer), опубликованная в журнале «Science» [9]. В статье была представлена новая технология, которую можно рассматривать, как рождение тканевой инженерии. Они предложили концепцию проектирования соответствующих скаффолдов для того, чтобы облегчить доставку и пролиферацию клеток. С этого времени большое количество исследовательских институтов и центров в США, Европе и Азии постоянно прилагают значительные усилия в этой области. Для общественного сознания ТИ была открыта в программе Би-Би-Си, в которой рассматривался потенциал хряща, созданного на основе ТИ. К середине 1990-ых годов исследования в области ТИ стали вестись в большинстве развитых стран и с тех пор ТИ стала рассматриваться, как одна из наиболее перспективных биомедицинских технологий столетия [13]. 

За прошедшие 20 лет был достигнут значительный прогресс в ТИ и основные вехи включают разработку биодеградируемых скаффолдов, ТИ конструкций, содержащих клетки и биоматериалы, и биореакторы [14]. Успехи в ТИ привели к большим успехам в клинических приложениях. 

Биодеградируемые материалы используются в каждом ткане-инженерном скаффолде. Свойства материала скаффода могут быть персонализированы и в дальнейшем оптимизацированы для того, чтобы получить требуемые свойства (например: механические, физические и биологические) в соответствии с требованиями специфического микроокружения [15]. Ожидается, что трёхмерные (3D) микромасштабные методы, изучаемые в настоящее время, будут ещё ближе и точнее имитировать нативные ткани [16].

 

1.1. Современные виды лечения с помощью заменителей ткани

Целью использования заменителей тканей является замещение больной ткани. Существуют два широко используемых вида лечения, которыми являются трансплантация органов и использование медицинских устройств. 

 

1.1.2. Дефицит органов 

Огромный успех в трансплантации привёл к увеличению потребности в трансплантируемых органах. Несмотря на то, что количество доноров органов и трансплантаций за два прошедших десятилетия удвоилось, потребность всё ещё намного превосходит доставки, приводя к мировому дефициту органов [1]. Например, в Соединённых Штатах в списке пациентов, требующих трансплантации органов в 2007 г., было более 97 000 человек, тогда как в 2006 г. было трансплантировано всего около 29 000 цельных органов [2]. Кроме того, увеличение продолжительности жизни на 7,75 лет приводит к удлинению списков пациентов, ожидающих трансплантации органов. Это увеличение продолжительности жизни в значительной степени является результатом сокращения сердечно – сосудистых заболеваний [3].

Сингапур также серьёзно пострадал от критического дефицита органов [4]. В 2007 г. трансплантации почек ожидали 563 пациента. Статистика показывает растущую тенденцию новых случаев конечной стадии почечной недостаточности. Количество случаев почечной недостаточности, диагностируемых в год, возросло с 250 в 1991 г. до 546 в 1998 г. и 675 в 2003 г. [5]. Сейчас среднее время ожидания пересадки почки составляет 8,9 лет  [4]. Однако, считается, что время ожидания в будущем увеличится из-за растущей высокой потребности в трансплантатах почек, а также среднего количества доноров с больными органами, остающегося низкими в течение последних пяти лет. Более того, норма актуализации 30,2 % ниже, чем в Соединённых Штатах [4]. Сообщалось, что к координаторам трансплантатов Национальной Службы Трансплантации Органов обратились 86 потенциальных доноров, из которых, однако, только 26, в конце концов, были актуализированы, как доноры органов. 

 

1.1.3. Трансплантация органов

Тремя преобладающими клиническими приложениями для трансплантации органов являются аутотрансплантация, аллотрансплантация и ксенотрансплантация (см. Таблицу 1). 

  • Аутотрансплантация

Она определяется, как трансплантация ткани, взятой из одной части тела в другую часть тела того же самого индивидуума. Типичные примеры включают трансплантаты кожи [6], кости [7] и восстановление передней крестообразной связки с аутотрансплантатом пателлярного сухожилия [8]. Вообще, аутотрансплантация – это идеальный метод, поскольку он не индуцирует отторжения имплантированного органа и позволяет получить хорошие клинические результаты. С другой стороны, аутотрансплантация ограничивается некоторыми нерешёнными проблемами, такими как ограничение доступного количества тканей, высокие расходы на операцию и потенциальные осложнения. 

  • Аллотрансплантация

При аллотрансплантации используется ткань/орган (например: сердце, лёгкие, печень, почки, костный мозг, хрящ и сухожилия), взятые у живых или мёртвых доноров. С постоянным улучшением средств, препятствующих отторжению, метод аллотрансплантации широко использовался в течение последних десятилетий. Тем не менее, аналогично аутотрансплантации для аллотрансплантации присущ недостаток доноров. Более того, сравнительно высокие осложнения при отторжении вместе с пожизненным приёмом лекарств ограничивают области применения аллотрансплантации. 

  • Ксентрансплантация

При ксенотрансплантации ткань/орган берётся у животных и трансплантируется в человеческое тело. Ксенотрансплантация может индуцировать более серьёзные проблемы, связанные с отторжением ткани и переносом болезней. Помимо этих технических проблем, при использовании животных возникают проблемы, требующие пристального внимания. Ксенотрансплантация значительно расширяет доставку легко доступных тканей и обеспечивает стандартизированные продукты. С успехом наук о ДНК в будущем будет возможна продукция трансгенных животных, которые содержат орган, функционально похожий на человеческий. 

 

Таблица1. Клинические приложения в трансплантации органов.

Трансплантация ткани

Аутотрансплантация

Аллотрансплантация

Ксенотрансплантация

  • От одной части в другую часть тела
  • Нет проблемы отторжения
  • Ограниченный участок отбора
  • Побочные эффекты (боль, расходы и тд.)

Например: кожа

  • От донора
  • Ограниченная доступность, дефицит органов
  • Лекарство против отторжения

Например: сердце, печень, роговица, сухожилие, костный мозг

  • От животных
  • Высокий риск передачи болезни

Этические опасения

 

1.1.4. Медицинское устройство

По определению Управления по контролю за продуктами  питания и лекарствами (Food and Drug Administration) медицинское устройство – это «инструмент, аппарат, орудие, машина, устройство, имплантат, реагент in vitro или другое аналогичное или связанное изделие, включая комплектующие детали или принадлежности», которые

  • Признаны Фармакопеей США или  добавлением к Американской Фармакопее;
  • Предназначены для использования при диагностике, лечении или профилактике заболевания людей или животных или
  • Оказывают значительное воздействие на структуры или функцию тела людей или животных. Кроме этого, цели, для достижения которых предназначено данное устройство, не могут быть достигнуты химическим воздействием или метаболизмом в теле человека или животных. 

Типичными примерами медицинских устройств являются имплантаты тазобедренного и коленного суставов и искусственные сердечные клапаны. Вообще, медицинские имплантаты относятся к тканям или устройствам, которые преднамеренно помещаются внутрь или на поверхность тела с целью замещения повреждённых или отсутствующих частей тела, например: коленные имплантаты в протезировании. Другие имплантаты предназначены для мониторирования функций тела и доставки необходимых лекарств к конкретным тканям и/или органам. В зависимости от области использования для изготовления имплантатов используется широкий диапазон материальных ресурсов, таких как кость, кожа, пластмасса и металл. 

Имплантаты могут устанавливаться в тело временно или постоянно. Например: повреждённые кости обычно восстанавливаются, используя химиотерапевтические шурупы, которые впоследствии удаляются из тела, когда они больше не нужны. С другой стороны, бедренные имплантаты спроектированы для постоянного функционирования внутри тела.

Однако нужно рассмотреть определённые хирургические риски. Во время установки и удаления имплантата могут возникнуть неожиданные риски. Кроме этого, отказ имплантата и индуцированная инфекция в теле могут быть очень вредными для реципиента. У некоторых пациентов могут быть реакции на имплантат из-за использования неподходящих материалов. Другие потенциальные осложнения включают синяки, опухоли, покраснение или даже инфекцию из-за загрязнения кожи во время операции. В случае возникновения осложнений потребуются дополнительный уход и лечение, которые, в случае худшего сценария, могут потребовать удаления имплантата. 

 

1.2. Скаффолды в тканевой инженерии

С постоянно растущей потребностью в соответствующих протезах и трансплантации органов тканевая инженерия стала подходящим решением, дающим большую надежду пациентам, которые отчаялись найти заменители тканей и органов [1]. Наиболее востребованным подходом для получения заменителей соответствующих тканей и органов является изготовление трехмерных (3D), биосовместимых, биодеградируемых и пористых скаффолдов, действующих, как временные 3D шаблоны для врастания ткани  [2–8]. Традиционным сырьём для изготовления скаффолдов являются биосовместимые полимеры, пептиды, белки и гидрогели [9]. Кроме свойств самого материала, из которого выполнен скаффолд, методы изготовления скаффолдов также в значительной степени могут определять такие конечные характеристики скаффолдов, как пористость и механическую прочность. 

 

1.2.1. Подход на основе скаффолдов 

Подход на основе скаффолдов – важная концепция в тканевой инженерии. Скаффолдом обычно называется высокопористая трёхмерная подложка. Клетки организма донора, в значительном количестве размножаются в культуре и потом переносятся на скаффолд, который служит поверхностью, к которой клетки прилипают, пролиферируют и обеспечивает соответствующие условия формирования живой ткани (такие как внеклеточный матрикс структурных и функциональных сахаридов и белков). Поведение и состояние клеток, засеянных внутри скаффолда, регулируется не только материалом скаффолда, но также его внутренней архитектурой, такой как размеры пор, стенок, стоек и каналов. 

Внутри человеческого тела клетки должны находиться очень близко к капиллярной сети для того, чтобы получать кислород и питательные вещества. По той же самой причине, клетки внутри тканевого скаффолда для того, чтобы поддерживать жизнь,  должны снабжаться кислородом и питательными веществами. Первоначально это достигалось использованием высокопористой открытой структуры для того, чтобы обеспечить непрерывный поток и доступ для скаффолда к культурной среде в биореакторе. Инженерное проектирование ТИ лежит в проекте и изготовлении скаффолда. Традиционно, пористые скаффолды производятся несколькими способами, которые приводят к образованию пенообразной внутренней структуры с ограниченным управлением масштаба и случайной архитектурой. С 1980–ых годов методы быстрого прототипирования непрерывно совершенствовались, что позволяет производить сложные и мелкомасштабные внутренние пористые  структуры. 

Быстрое прототипирование (послойное создание физического объекта, который соответствует математической модели, представленной в CAD-формате), сейчас известное, как метод послойного синтеза (ПС), создаёт сложные детали прямо из файла 3D проекта путём разделения формы объекта на ряд параллельных срезов. Форма изготавливается послойной печатью этих срезов в направлении снизу – вверх для того, чтобы постепенно сформировать структуру. Для создания твердых слоёв может использоваться ряд технологий, включающий селективное лазерное спекание и плавление, селективную полимеризацию и 3D струйный принтинг. Первоначальные скаффолды создавались из одного биосовместимого материала.  Сейчас можно создавать технологический материал, состоящий из биомиметических компонентов для управления клеточным окружением.

 

1.2.2. Клинические ценности тканевой инженерии, основанной на скаффолдах 

Идеальный биодеградируемый полимерный скаффолд должен (1) быть нетоксичным; (2) быть способным поддерживать механическую целостность для того, чтобы облегчить врастание тканей; (4) быть неиммуногенным и (5) не вызывать инфекцию. иммуногенности и риска инфекции или переноса заболевания остаются нерешёнными. 

 

1.2.3. Иммунные реакции

Серьёзной проблемой ТИ на основе скаффолдов является то, что скаффолды могут вызвать нежелательные иммунные реакции, включающие острые аллергические отклики или поздние отклики и воспаление [17]. Также, есть вероятность, что скаффолды могут индуцировать аутоиммунные реакции [18]. Кроме того, побочные продукты деградации скаффолда могут запускать иммунные реакции. Крохотные металлические частицы от металлических медицинских имплантатов (напр. обломки искусственных протезов суставов [19]) могут индуцировать специфическую форму воспаления (металлоз). Также очень опасно, если побочные продукты деградации скаффолда постепенно накапливаются в течение многих лет, поскольку это может вызвать хронические заболевания, связанные с воспалительными реакциями.

 

1.2.4. Деградация скаффолдов in vivo

Классические биодеградируемые полимеры могут постепенно абсорбироваться окружающими бактериями в результате процесса, который отличается от процесса физиологической деградации. Биодеградация может приводить к токсичности двумя путями: либо продукт деградации метаболизируется в токсичный (т. е. ферментами печени) либо он сам является токсичным. 

Большинство синтезированных биодеградируемых полимеров разлагаются гидролизом, приводя к накоплению кислот. Это очень опасно, поскольку избыток кислоты может изменить рН микросреды или хуже того, привести к токсическому эффекту. Более того, некоторые скаффолды разрушаются макрофагами, приводя к воспалительной реакции. 

Скаффолды, используемые для замещения костной ткани постепенно заменяются натуральной костью, в свою очередь, большинство других скаффолдов, сделанных из биоматериалов, исчезают во время деградации и оставляют некоторое пространство, которое может тормозить заживление. При восстановлении хряща, например, при деградации скаффолда остаётся пространство, которое может больше не заполниться хондроцитами из-за низкой пролиферативной способности клеток. В конце концов, эти пространства могут образовать мелкие трещины, которые ухудшают гладкую поверхность хряща.

 

1.2.5. Риски инфекции 

Два основных источника, которые могут вызывать инфекции от имплантированных скаффолдов: (1) клетки и инфекции, которые возникают от бактериальной биоплёнки, которая образуется  и прикрепляется на поверхность скаффолда после имплантации; и (2) патогены переданные прямо от скаффолдов. 

 

1.2.6. Биоплёнки 

Главный источник инфекции индуцируется биоплёнкой, образовавшейся вокруг имплантированной поверхности [20]. Медицинские изделия и имплантаты, такие как ортопедические и стоматологические имплантаты и катетеры, сейчас повсеместно используются в клинической практике. Как результат, частота инфекций, связанных с изделиями, постоянно возрастает [21]. Большинство инфекций вызывается стафилококками, которые обычно не реагируют на лечение антибиотиками. В этом случае, имплантированное изделие необходимо удалить. Например, инфекция, индуцированная при операции установки искусственного сустава, является серьёзным осложнением, которое нельзя вылечить кроме как удалить имплант [22]. Инфекция также является наиболее обычной причиной удаления грудного имплантата [23]. 

Микробное загрязнение медицинских изделий in vivo отличается от инфекции природных тканей. Из-за отсутствия иммунной системы или кровотока в имплантируемых изделиях, микроорганизмы начинают формировать бактериальную биоплёнку, вторгаются через царапины кожи, воздушные пути, раны и прикрепляются к поверхности имплантированных изделий [24]. Биоплёнка состоит из гликопротеинов и полисахаридов, секретированных микроорганизмами. Микроорганизмы, защищённые биоплёнкой, устойчивы к иммунитету хозяина, физическому удалению и антибиотикам. Более того, долговременное лечение антибиотиками может приводить к увеличению опасности устойчивости к антибиотикам вследствие того, что большинство антибиотиков не способны полностью диффундировать внутрь биоплёнки. Кроме того, поскольку биоплёнки развиваются медленно, результирующие инфекции могут возникать через несколько дней после имплантации. 

 

1.2.7. Риски передачи заболеваний скаффолдами

Существуют скаффолды сделанные из материалов, полученных от животных, такие как коллагеновые гели и амниотические мембраны. Патогены животных, индуцированные имплантированными скаффолдами, могут вызвать серьёзные инфекции у людей, а иногда привести к летальным исходам. Типичный пример – бычья губчатая энцефалопатия. Кроме этого весьма вероятно, существует много патогенов животных, которые ещё не известны, которые потенциально могут вызывать заболевания или смерть людей. 

Хотя использованные скаффолды в значительной степени биодеградируемы, деградация обычно очень медленный процесс, который может занять несколько лет. Если на участке скаффолда начинается инфекция, скаффолд нужно хирургически удалять, что нарушает восстановление ткани и увеличивает риск дальнейшего повреждения. Большое количество усилий направлено на разработку инфекционно-устойчивых биоматериалов и тремя репрезентативными материалами являются  керамики, которые медленно высвобождают антибиотики [25], материалы с покрытием серебряными ионами и антибактериальные адгезионные полимеры [26]. Однако, эти антибактериальные факторы могут быть вредными для имплантированных клеток. Вообще, методы тканевой инженерии обладают большим клиническим потенциалом, но значительные опасения в отношении безопасности остаются всё ещё нерешёнными. Тем не менее, риски в клинических условиях могут быть минимизированы соответствующей стерилизацией.

 

1.2.8. Тканеинженерные скаффолды мочевого пузыря для цистопластики

Некоторые травмы могут приводить к повреждению мочевого пузыря, которое может потребовать восстановления или замещения повреждённого органа [27]. Если медикаментозное лечение оказывается неэффективным, пациентов обычно лечат методом цистопластики, для чего необходимы донорские ткани. В качестве доноров обычно используются желудочно – кишечные сегменты, которые, однако, могут индуцировать много осложнений, например: уролитиаз мочевого тракта [28,29]. 

Для того чтобы избежать этих осложнений Atala et al. [29] исследовали метод восстановления мочевого пузыря, основанный на использовании скаффолдов, использующий аутологические ткани мочевого пузыря для пациентов с плохо податливыми мочевыми пузырями или мочевыми пузырями высокого давления. На основании результатов биопсии мочевого пузыря был спроектирован биодеградируемый скаффолд в форме мочевого пузыря, а именно шаблон мочевого пузыря, изготовленный из коллагена и полигликолевой кислоты (GPA). Объём конструкции мочевого пузыря оценивался проведением морфометрического анализа. Кроме этого, также учитывались  возраст пациента и размеры тазовой полости. Изготовленный скаффолд с высеянными мышечными и уротелиальными клетками показан на Рис. 1. Конструкция мочевого пузыря была имплантирована для восстановления поврежденного органа. 

Рисунок 1. Инжиниринговый скаффолд мочевого пузыря, засеянные клетками [29].

1.2.9. Проблемы 

Несмотря на то, что подход, основанный на использовании скаффолдов, играет важную роль в тканевой инженерии, есть несколько ограничений, которые необходимо преодолеть в будущем.

  • Обрабатываемость материала: скаффолды обычно производятся, используя метод послойного синтеза (ПС), который требует подачи сырья в очень специфичной форме, например: порошка и волокон. Таким образом, материалы скаффолда должны быть совместимы с используемым процессом ПС.  
  • Механическая прочность скаффолдов: скаффолды должны быть способны обеспечивать требуемые механические свойства. Подложки не должны быть слишком жёсткими, недеформируемыми, а также слишком податливыми, что может оказывать неблагоприятное воздействие на передачу сигналов, закрепление и жизнеспособность клеток [30,31]. 
  • Скорость деградации и продукт: на механизм деградации и абсорбции в значительной степени влияет ряд факторов. Адекватное сбалансирование этих факторов стало одной из главных проблем [32]. Кроме этого вопрос кислотных отходов скаффолдов, которые зависят от скорости деградации материала, требует дальнейшего исследования. 
  • Морфология скаффолда: наличие на скаффолдах граней и канавок, подобные неоднородности структуры могут влиять на адгезию и миграцию клеток [33]. 
  • Топография поверхности: на взаимодействия клетка – матрикс в значительной степени влияет качество поверхности скаффолда [34]. Идеальная поверхность должна быть достаточно шероховатой, но не слишком. Это объясняется тем, что шероховатая поверхность может повысить адгезию клеток, и напротив, в случае слишком шероховатой поверхности не происходит фокальной адгезии. 

 

1.2.10. Требования к изготовлению скаффолдов

За прошедшие 40 лет был разработан ряд методов для изготовления скаффолдов. Сырьё, обычно полимеры, обрабатывается и формуется в различные структуры, в зависимости от специфических приложений ТИ [35,36]. Скаффолды, изготовленные с такими желательными характеристиками, как механическая прочность и химия поверхности, направляют регенерацию ткани [37]. Эти характеристики могут модифицироваться и регулироваться выбором соответствующего материала, компонентов скаффолда и метода изготовления. 

Наиболее приоритетной задачей всех приложений ТИ является безопасность пациента. Поэтому скаффолд в конечном итоге должен деградировать и более того, продукты деградации также должны быть биосовместимыми. Также крайне важно, чтобы выбранный метод обработки не оказывал отрицательного воздействия на скаффолд в отношении биосовместимости и биодеградируемости. Скаффолд должен быть способен деградировать строго следуя временному масштабу, который позволяет новорастущей ткани постепенно замещать скаффолд. Скаффолд должен выполнять две главные функции, которые (1) разрешают и направляют рост клеток внутри него перед имплантацией; и (2) направляют миграцию клеток в дефект. Скаффолд также должен обладать химией поверхности, которая должна стимулировать прикрепление и пролиферацию клеток. Пористые структуры существенны для адгезии клеток, транспорта питательных веществ и продуктов метаболизма, образования слившейся ткани и достаточной васкуляризации новой ткани [11]. 

Механические свойства скаффолдов определяются геометрией скаффолда, внутренними свойствами объёмного материала и методами изготовления [38]. Например, полимеры с повышенной степенью кристалличности обычно демонстрируют повышенную прочность на растяжение. Если степень кристалличности полимерных цепочек уменьшается из-за использованного метода обработки, получающаяся прочность скаффолда уменьшается и срок службы скаффолда также сокращается. Для изготовления скаффолдов используют как природные (т.е. коллагены, фибрин, углеводы и желатины), так и синтетические полимеры [например: поли (L-молочная) кислота) (PLLA) и поли(гликолевая кислота) (PGA)]. Кроме этого, в ТИ скаффолдах используют такие неорганические материалы, как гидроксиапатит.

Кроме того в скаффолд также могут быть включены биоактивные молекулы, в т.ч. ДНК, белки и внеклеточный матрикс подобный пептидам. Стоит отметить, что при включении в скаффолд биоактивных молекул, метод изготовления, который активирует эти соответствующие молекулы, не может использоваться, поскольку это воздействует на адгезию клеток, передачу сигналов и доставку лекарств и генов. Миграция, пролиферация и дифференцировка клеток могут быть значительно стимулированы локальной доставкой лекарств и генов, которая улучшает качество регенерации ткани [39]. 

При выборе метода изготовления скаффолда необходимо учитывать свойства материала (такие, как объёмные и поверхностные свойства), а также функцию, которую должен выполнять скаффолд. Кроме того, также нужно учитывать время и затраты на изготовление скаффолдов, связанные с эффективностью лечения конкретных пациентов. Большинство методов изготовления включают применение к материалу давления и/или тепла или органическое растворение с последующим процессом отливки для того, чтобы получить желательную конечную геометрию скаффолда. Однако, некоторым процессам изготовления сопутствуют такие условия, которые причиняют вред клеткам и биоактивным молекулам. Поэтому, рекомендуется исключать такие условия из процессов изготовления или сводить их к минимуму. Любой метод изготовления скаффолдов имеет свои  достоинства и недостатки и, поэтому, выбор соответствующего метода должен быть основан на требованиях предъявляемых к определенному виду ткани. 

 

2. Биосовместимые и биодеградируемые изделия на основе полимолочной кислоты 

В настоящее время полимеры, получаемые из возобновляемых источников, рассматриваются, как альтернатива традиционным нефтеполимерам, поскольку они устраняют текущие экологические проблемы, связанные с загрязнением окружающей среды, выбросами парниковых газов и истощением ископаемых ресурсов [1–3]. В этом отношении полилактид (PLA) является лидером среди этих биополимеров из-за своих механических свойств, возобновляемости, биодеградируемости и сравнительно низкой стоимости [4]. Первая попытка изготовить PLA приписывается Pelouze, кто в 1845 г. посредством конденсации L-молочной кислоты с непрерывным удалением воды, получил PLA с низким молекулярным весом [5]. Однако, благодаря своей обратимости, этот метод поликонденсации обладает рядом недостатков, таких как потребность в высокой температуре, непрерывное удаление побочных продуктов (чаще всего воды) и длительное время реакции. В промышленности для получения больших партий PLA с высоким молекулярным весом  обычно используют полимеризацию лактида (LA) (циклического димера молочной кислоты) с открытием кольца (ROP),  стимулированную протонными соединениями (вода, спирт и амин) в качестве инициаторов и октоатом олова(II) (Sn(Oct)2) в качестве катализатора (отсутствие растворителя) с (Рис. 1) [6].

Благодаря наличию двух хиральных центров, LA существует как два оптических изомера: D, D-лактид (D-LA) и L,L-лактид (L-LA). Также доступны две оптически неактивные LA: мезо-LA, а также рацемическая смесь L-LA и D-LA, называемая rac-LA [7] (Рис. 2).

Недавно компания Cargill запустила непрерывное производство возобновляемой LA, следуя её прямой ROP. Процесс начинается с ферментации кукурузной глюкозы в L-молочную кислоту, конденсации L-молочной кислоты в олигомеры молочной кислоты и каталитическую деполимеризацию под пониженным давлением для того, чтобы получить чистую LA с содержанием L-LA минимум 95%. Впоследствии получающаяся LA может быть полимеризована в PLA,  используя Sn(Oct)2 в качестве катализатора, с получением PLA с высоким молекулярным весом. До недавнего времени NatureWorks объявила о возможности производства около 140 000 т PLA (под маркой IngeoTM) в год, в основном для сырьевого рынка [8,9].

Конечные свойства PLA зависят не от молекулярного веса, а в большей степени от содержания оптических примесей между энантиомерами LA в цепочке PLA. Гомополимеры PLA, приготовленные из чистой L-LA или D-LA являются полукристаллическими сложными полиэфирами с температурой плавления (Tm) около 175 °C и температурой стеклования (Tg) 55-60 °C, тогда как при содержании D-лактида ниже 93% получающиеся PLA материалы аморфны с Tg 55-60 °C [9,10].

Дополнительно к своей биодеградируемости и возобновляемости PLA характеризуется модулем Юнга около 3 ГПа, прочностью на растяжение 50-70 МПа с удлинением при разрыве около 4%, и ударной прочностью близкой к 2.5 кДж/м2 [11]. По сравнению с такими полимерами, как PE, PP, PS и PET [12], механические свойства полукристаллического P(L-LA) являются привлекательными, особенно модуль Юнга, делающий её превосходным заменителем полимеров для кратковременной упаковки. Однако, как и PS, PLA является хрупким материалом с низкой ударной прочностью, что является одним из основных ограничений для устойчивого развития PLA [4]. Кроме того, PLA обладает более низкой кристаллизационной способностью, что значительно ограничивает её промышленное использование, в частности, в автомобилестроении и электронике [13]. С целью решения этих недостатков в последние годы полимерную матрицу армируют с образованием нанокомпозитных материалов [14,15]. Различные виды нанонаполнителей рассматриваются для использования в качестве армирующих агентов в PLA матрице для того, чтобы повысить её  термомеханические свойства, а также прибрести дополнительные свойства, например огнестойкость. 

Рис. 1. Получение LA  посредством ROP, стимулированной ROH/Sn(Oct)2.

 

 

Рис. 2. Химические структуры D,D-лактида (точка плавления 97 °С), L,L-лактида (точка плавления 97 °С) и D,L-лактида (мезо-лактида, точка плавления 52 °С). 

 

2.1. PLA и ее композиты 

Поли(молочная кислота) или полилактид (PLA), биодеградируемый сложный полиэфир, изготавливаемый из возобновляемых ресурсов, используется для различных приложений (биомедицинские, упаковка, текстильные волокна и технические средства). Благодаря своим внутренним свойствам, PLA занимает ключевую позицию на рынке биополимеров, будучи одним из самых перспективных материалов для дальнейших разработок. К сожалению, PLA не лишена некоторых недостатков. Добавление в матрицу PLA армирующих волокон, микро - и нанонаполнителей и некоторых добавок считается перспективным методом для получения специфических характеристик конечного продукта и улучшения свойств PLA.

Чрезвычайный рост и интерес к использованию биополимеров связаны с большим количеством факторов, включающих потребительский спрос на более экологически продукты, разработку нового сырья для промышленности с использованием биотехнологий, и особенно, увеличению ограничений на использование полимеров с высоким “углеродным следом” нефтехимического происхождения, особенно в таких приложениях, как упаковка, автомобильная, электротехническая и электронная промышленность и т. д. [40–47]. Ожидается, что новые технологические достижения приведут к буму на рынке биополимеров не только в таких традиционных отраслях, как упаковка, но и в автомобильной и электронной промышленности, или в других перспективных приложениях, таких,  как биомедицинская область [48–53].

 

2.2. Появление биопластиков

Рынок биополимеров растет с каждым годом. Доклад, опубликованный BCC Research в 2014 г., оценивал мировой спрос на биопластмассу в 2014 г. в > 1400 тыс. т и спрогнозировал к 2019 г. рост  примерно до 6000 тыс. т, что за пятилетний период с 2014 по 2019 гг. составляет среднегодовой темп роста 32,7% [43]. Кроме того, из-за большой потребности на биопластмассу, ожидается, что мировые производственные мощности в 2019 г. превысят 7,8 млн. т [15], в то время как полимеры на биооснове /небиодеградируемые и биодеградируемые будут представлять около 84% и 16%, соответственно.

Быстрое развитие производства биопластиков – это одно из главных событий за последнее десятилетие [43]. Стоит также отметить, что наблюдается растущая тенденция объединить полимеры на биологической и нефтехимической основе, что позволит расширить их потребление и рынок продуктов длительного использования, применяемых в автомобилях, электронике и других отраслях [54] [16,17]. Из-за проблемы“углеродного следа” интерес сместился к полимерам на биологической основе, которые  не только могут заменить существующие полимеры в различных отраслях, но также могут предоставить новые комбинации свойств.

К сожалению, для некоторых применений, таких как упаковка или технические отрасли, биополимеры не могут быть полностью конкурентоспособными с полимерами из категории товаров или технических термопластов (напр., PS, PE, PP, PET и т. д.). PLA обладает хорошими механическими свойствами (в частности, высокой прочностью на растяжение и модулем Юнга, высокой прочностью на изгиб) [55], которые даже выше, чем у PS, PP, PE или других полимеров. Прочность на растяжение и модуль упругости PLA сопоставимы с таковыми РЕТ, но, к сожалению, PLA очень хрупкая, удлинение при разрыве составляет менее 10%, и имеет низкую вязкость, что ограничивает её использование в приложениях, которые связаны с пластической деформацией при высоких напряжениях [56]. Считается, что при использовании в качестве упаковочного материала механические свойства пленки PLA сравнимы со свойствами РЕТ. Коэффициенты газопроницаемости для СО2, О2, N2 и H2O выше, чем у PET [51,55], поэтому эти свойства нуждаются в дальнейшем совершенствовании. 

Тем не менее, разработка специальных составов биополимеров (в случае с PLA) явно находится на своей ранней стадии, поэтому, ожидается, что в дальнейшем будут достигнуты определенные успехи. В настоящее время многие научно-исследовательские работы нацелены на производство, используя различные методы, новых классов биополимеров, характеризующиеся свойствами (обрабатываемостью, повышенной механической и термической стойкостью, огнестойкостью (FR), заданные электрические свойства, долговечность и стабильность, и т. д.), позволяющими использовать их в технических областях и в приложениях, требующих улучшенных характеристик. В настоящее время рынок обратился к более “прочным” биоматериалам, но с другой стороны, интерес к использованию в фармацевтических и медицинских применениях (системы доставки лекарств, исцеляющие продукты и хирургических имплантируемые изделия, ортопедические изделия, биорезорбируемые скаффолды для тканевой инженерии и другие [48,57,58]) остается высоко актуальным. Тем не менее, некоторые разработанные био(со)полимеры и адаптированные основные продукты могут проявлять такие свойства, представляющие интерес для биомедицинских применений, как биосовместимость, биодеградацию до нетоксичных продуктов, высокую биоактивность, взможность получения сложных форм с соответствующей пористостью, способность поддерживать рост и пролиферацию клеток, а также соответствующие механические характеристики [57,59,60].

 

2.3. Последние тенденции для PLA: от биомедицины к техническим приложениям

Хотя общепризнанного определения понятия "биополимеры" не существует, считается, что "биополимеры"  характеризуются преимущественно следующим образом: (а) основаны на возобновляемых ресурсах и биодеградируемы; (b) основаны на возобновляемых ресурсах, но небиодеградируемы; (с) основаны на ископаемых ресурсах и биодеградируемы. 

Такие биопластики, как полилактид (PLA), полигидроксиалканоаты (РНА), термопластичный крахмал, биополиэтилен, биополиамиды и т. д. являются полимерами, которые изготавливаются из возобновляемых ресурсов. Некоторые биопластики также биодеградируемы (например, PLA на биологической основе, невозобновляемые сложные полиэфиры, такие как PCL (поликапролактон)) [61,62]. «Биодеградируемость» в конце жизненного цикла полимеров является желательным условием, требуемым пользователями для того, чтобы повысить привлекательность и экологичность своих продуктов.

Полимолочная кислота или полилактид (PLA), в промышленности получается, путем полимеризации молочной кислоты (LA) или полимеризацией лактида (циклического димера молочной кислоты, в качестве промежуточного продукта) с раскрытием кольца (ROP) [46,51,63–65]. PLA является не только биосовместимым олимером, но и  биодеградируемым. В лабораторных (контролируемых) условиях получается из неископаемых возобновляемых природных ресурсов путем ферментации полисахаридов или сахара, например извлеченных из кукурузы, картофеля, тростника, мелассы, сахарной свеклы и др. позволяя, таким образом, биологическому циклу пройти полный круг (Рис. 2) от биодеградации PLA , а также процессом фотосинтеза [65,66]. В настоящее время в качестве альтернативы рассматриваются другие биологические источники, такие как сбраживаемые сахара из непищевой целлюлозной биомассы, сельскохозяйственные отходы, непищевые культуры (например, просо прутьевидное) и др. Таким образом, ожидается новый технологический прогресс от использования сырья для PLA [67], отличного от сельскохозяйственных продуктов питания (т. е. вместо декстрозы, производной от кукурузы).

Изначально, из-за высокой стоимости полимера, низкой доступности и ограниченного молекулярного веса основные направления использования PLA ограничивались медицинскими приложениями, такими как имплантаты, тканевые скаффолды, внутренние швы и другие [46,68–70].  В последние годы новые технологии, которые позволяют экономичное производство PLA с высоким молекулярным весом, внесли значительный вклад в его широкое использование и PLA считается альтернативой синтетическим полимерам на нефтехимической основе (PET, PS, PE и т. д.) для упаковки и/или текстильной промышленности [51,71].

Интерес к использованию этого сложного биополиэфира спрогнозировал быстрый рост глобальный мощностей производства PLA (Рис. 3) примерно до 800 тыс. т/год [35], в то время как основные приложения будут представлены упаковкой для продуктов и напитков, текстиля, таких “товаров длительного пользования”, как технические компоненты для автомобильной и электронной промышленностей, и т. д. [41,42,51,63,72–76]. Последние тенденции показывают, что рост производства PLA действительно вытекает из потребности в прочных биопластиках в таких отраслях промышленности, как электроника и автомобилестроение, на рынках конечных пользователей, требующих подобных качеств и технологических характеристик, которые соответствуют существующим полимерам, традиционно получаемым из нефти и других ископаемых ресурсов [77] [41,42]. Для удовлетворения конкретных требований приложений необходимы новые продукты на основе PLA (композиты, нанокомпозиты, индивидуальные составы и т. д.) с улучшенными характеристиками.

Что касается биомедицинского сектора, в настоящее время существует потребность рынка в специальных продуктах на основе PLA, но до сих пор она остается довольно небольшой (т. е., по отношению к упаковочным материалам), поэтому предполагается, что создание новых составов у улучшенными характеристиками сохранит высокий интерес к биополимеру. PLA и его сополимеры широко распространены в медицине, поскольку они входят в число наиболее перспективных экологически чистых продуктов для использования в организме человека (нетоксичных, биодеградируемых и биоабсорбируемых) [48,78].

 

Рисунок 2. Жизненный цикл PLA, начинающийся от зерна и сахарной свёклы; биологические системы используют солнечную энергию в процессе фотосинтеза

 

Рисунок 3. Развитие мировых мощностей по производству PLA (2011–2020 гг.)

 

2.4. Производство PLA композитов

Для того, чтобы максимизировать преимущества и универсальность PLA, необходимо понять и объединить соотношения между свойствами матрицы из сложного полиэфира и характеристиками дисперсных фаз (армирующих волокон, микро - и нано-наполнителей, добавок и т. д.), их совместимость и взаимодействия, эффекты стабилизации или деградации, влияние процесса производства на характеристики готовой продукции, и так далее. Этот раздел объединяет наиболее актуальную информацию и последние события в связи с PLA в качестве полимерного матрикса и обсуждает основные методы, используемые для производства PLA композитов.

Рассматривая производство в крупных промышленных масштабах, PLA – это относительно новый полимер, поскольку первый полномасштабный завод, способный производить 140 000 метрических тонн в год был запущен в г. Блэр, штат Небраска, США в 2002 году [74]. Для того, чтобы PLA стала эффективным ключевым биополимером на рынке и производилась с заданными марками и свойствами, аналогично ассортименту современных технических и традиционных полимеров требуется некоторое время. С другой стороны, экологические и экономические проблемы и проблемы безопасности, спровоцировали ученых и промышленников на частичное замещение полимеров на нефтехимической основе биополимерами из категорий биодеградируемых и небиодеградируемых. Интерес к «PLA» ясно подтверждается внушительным количеством научных работ и обзоров [46,51,52,56,63,64,71,79–88], связанных с его изготовлением, модификацией и переработкой.

 

2.5. Композитные скаффолды из PLA и кальций фосфатной керамики 

Возможность выполнять одновременно спиннинг PLA и НА  предоставляет шанс производства волокнистых PLA/HA композитных скаффолдов электроспинингом с высокой площадью поверхности и взаимосвязанными каналами, подходящими для приложений инжиниринга костной ткани. Например, Jeong et al. разработали PLA/HA скаффолды с высокопористым объёмом и взаимосвязанными порами. Композитный скаффолд, содержащий 20 вес. % НА обладал самой высокоой прочностью на растяжение (4,71 МПа).  Более того, исследование культуры клеток in vitro продемонстрировало, что новые композиты являются эффективными скаффолдами для роста преостеобластов [89]. Deng et al. сообщали, что присутствие HA частиц в PLLA/HA гибридных электроспининговых скаффолдах ограничивает воспаление от острого высвобождения посредством аутокаталитического ускорения  PLLA. Однако, скорость деградации значительно уменьшилась по сравнению с чистым PLLA, поскольку растворение частиц HA блокировало вход воды в скаффолд  [90]. Электроспиннинговые композитные волокна состояли из наночастиц гидроксиапатита с подсаженным PLLA (PLLA-g-HA) и PLA матрица также продемонстрировала улучшение механических свойств. Приращение содержания PLA-g-HA в скаффолдах увеличило скорость деградации in vitro из-за улучшенной смачиваемости композитных волокон и выхода наночастиц с поверхности волокон во время инкубирования [91].

McCullen et al. показали, что добавка β-TCP в электроспиннинговые PLA композитные скаффолды снижает прочность на растяжение с 847 кПа до средней величины 350 кПа. Однако, скаффолд, содержащий 10 вес. % β-TCP, индуцировал самую высокую пролиферацию hASC клеток, а PLA/20 вес. % β-TCP показал способность к повышенному остеогенному дифференцированию и повышенной минерализации, опосредованной клетками, по сравнению со скаффолдами только из PLA [92]. Dinarvand et al. покрывали электроспиннинговые PLA скаффолды HA, биоактивным стеклом (BG) и TCP и изучали образование костной ткани, индуцированное этими скаффолдами,  in vivo на крысах. Гистологические и цифровые маммографические эксперименты показали, что PLLA/HA-BG скаффолды индуцировали гораздо более высокий уровень реконструкции по сравнению с тем, что наблюдалось при лечении дефектов с помощью PLLA/TCP. Более того, PLLA/HA-BG скаффолды синергически улучшили регенерацию кости, что наблюдалось для PLLA/BG и PLLA/HA [93]. Для того, чтобы повысить взаимодействие между волокном и полимерным матриксом, Kasuga et al. модифицировали поверхность кальций метафосфатного волокна NaOH, что привело к увеличению модуля упругости до 5 ГПа, что близко показателям  естественной кости [94]. Habibovic et al.  наносили на скаффолд из метафосфата кальция PLA покрытие. Хотя компрессионная прочность увеличилась с 1,5 до 2,8 МПа, полимерное покрытие уменьшало остеокондуктивность скаффолда [94].

Аморфный фосфат кальция (ACP) – еще один материал для композитов PLA/фосфат кальция. АСР привлекли повышенное внимание вследствие их растворимости и способности к деминерализации. ACP –рассматриваются преимущественно, как метастабильная фаза предшественник для последующего формирования фосфата кальция в биологических организмах, что играет важную роль в процессах минерализации ткани [95]. Согласно Zhang et al. включение наносфер ACP и наностержней HA в нановолокна PLA снижает прочность при растяжении с 1,6 МПа до 1 и 0,9 МПа, соответственно. Минерализация in vitro в имитированной телесной жидкости (SBF) показала удобное поведение минерализации. Более того, оценка биосовместимости in vivo показала, формирование коллагенового компонента в дефекте кости, пролеченном композитными нановолокнами PLA/ACP и PLA/HA по сравнению с чистой PLA [96]. Согласно Ma et al. увеличение содержания ACP приводит к ускорению минерализации PDLLA/ACP композитных нановолокон. Адгезия и распространение клеток MG63 на поверхности композитных нановолокон происходили в начале взаимодействия клетка / композит, что является важным фактором, который влияет на дальнейшую пролиферацию и дифференцирование клеток [97]. Электроспиннинговые PLLA/ACP композиты, объединённые с основным фактором роста фибробластов, успешно восстанавливают поверхность дефекта хрящом и восстанавливает субхондральную кость у кроликов [98].

3D резорбируемые скаффолды с высокой пористостью могут изготавливаться методом термически индуцированного разделения фаз (TIPS) для производства управляемых микроструктур, таких как скаффолды для тканей. Согласно Ma et al. композитные PLLA/HA скаффолды, приготовленные методом TIPS, обладают повышенной нормой выживания остеобластов, более однородным распределением клеток и ростом, улучшенным образованием новой ткани, повышенной экспрессией специфического  костного гена и более высокими механическими свойствами по сравнению со скаффолдами только из PLLA [99]. Wei et al. обнаружили, что PLLA/HA композитные скаффолды, созданные методом TIPS обладают высокой пористостью (выше 90%), которую можно легко регулировать, изменяя такие используемые параметры разделения фаз, как концентрация полимера, объёмная фракция вторичной фазы, температура закаливания и растворитель. Кроме этого, HA частицы в PLA значительно повышают адсорбцию белков, что имеет значение для тканевой инженерии, поскольку адгезия и выживание клеток могут модулироваться предварительной адсорбцией белков на подложке [100]. Скаффолды, полученные Nejati et al методом TIPS, показали компрессионную прочность выше 8,67 МПа с пористостью 85 %, которая сравнима с высокой компрессионной прочностью губчатой кости [101].

Композитные скаффолды PLA и HA, приготовленные методом формования окунанием в раствор и выщелачивания частиц, продемонстрировали пористость 86 % и улучшение компрессионной прочности модуля упругости до 0,44 МПа и 9,8 МПа, соответственно [102].

Mathieu et al. Изготовили композитные  PLA/HA и PLA/ β-TCP скаффолды, используя метод вспенивания суперкритическим газом для того, чтобы имитировать структуру естественной кости с пористостью около 80%. Скаффолды продемонстрировали анизотропию морфологии, которая характеризуется тем, что продольный модуль упругости до 1,5 раз больше поперечного модуля. Исследования биосовместимости продемонстрировали, что скаффолды стимулировали рост, пролиферацию и дифференцирование первичных остеобластных клеток человека [103]. Montjovent et al. высевали человеческие фетальные и взрослые стволовые костные клетки на композитный скаффолд, приготовленный методом вспенивания газом. После 4 недель культивирования было найдено, что больше фетальных клеток проникло внутрь скаффолдов, чем взрослых клеток. Кроме этого, композиты индуцировали повышенный уровень активности ферментов по сравнению с PLA [104]. Использование метода вспенивания суперкритическим газом, был получен пористый скаффолд на основе PLA, армированного 5 вес. % β-TCP. Пористость и модуль упругости PLA/β-TCP были 83% и 121 МПа, соответственно, тогда как такие параметры для PLA скаффолда, также приготовленного методом вспенивания газом, были 83% и 50 МПа, соответственно. Человеческие фетальные и взрослые костные клетки высеивались на скаффолды и обе пены способствовали адгезии клеток, вызывали интенсивную пролиферацию и  дифференцирование высеянных клеток in vitro. Добавка β-TCP привела к повышению активности ALP для фетальных костных клеток и усилению производства Gla-остеокальцина для взрослых костных клеток. Поведение in vivo PLA/β-TCP пен в комбинации с  человеческими фетальными клетками в крысах показало, что степень деградации связана со скоростью регенерации ткани, что привело к структурной целостности изделий [105].

 

2.6. PLA и гидроксиапатит 

Композиты PLA–гидроксиапатит (НА) [106–129] представляют большой интерес, особенно для биомедицинских приложений, поскольку сочетают в себе остеокондуктивность и способность НА связываться с костной тканью.  

Gültekin et al. [130] изучили эффекты различных параметров, таких как тип сополимера, загрузка НА (10-40 вес. %) и модификация поверхности силановыми связывающими агентами, на механические и микроструктурные свойства композитов. На основе испытаний на растяжение, лучшие результаты сообщались для PLLA композитов, содержащих НА, обработанный 1 вес. % аминофункциональным силаном, и PDLA-НА, обработанный 0.5-вес. % меркаптопропилтриметоксисиланом. После модификации поверхности НА производными силана, Zhang et al. [131] сообщили для композитов PLA–HA улучшение межфазной адгезии и конечных механических свойств (например, прочность на изгиб повысилась примерно на 28%). Тем не менее, механическая прочность всё ещё не соответствовала потребностям фиксации костей, несущих вес. Таким образом, в некоторых исследованиях углеродные волокна (CF), которые широко используются в качестве армирующего материала в костных имплантатах благодаря своей высокой биосовместимости и высокой прочности, были связаны с HA [132]. После деградации in vitro  в течение 3 месяцев, прочность на изгиб и модуль упругости при изгибе PLA–CF/HA  составили соответственно, только 13,2% и 5,4%, тогда как о вариациях в значениях pH не сообщалось [107]. Действительно, вследствие щёлочности, НА может нейтрализовать кислотные группы, образующиеся после деградации PLA гидролизом и это может предохранить организм от отрицательных последствий кислотности.

 

2.7. Композиты PLA и кальций фосфатное стекло 

Кальций фосфатные стёкла также пригодны для восстановления кости, поскольку они обладают химическим составом, близким к составу минеральной кости, и их деградация может регулироваться модификацией химического состава, поэтому композиты PLA/кальций фосфатное стекло также в значительной степени  рассматриваются для инжиниринга костной ткани. Композиты PLA/фосфат кальция, изготовленные методом окунания в раствор и выщелачивания частиц, показали взаимосвязанную структуру с пористостью выше 97% и повышенную шероховатость поверхности по сравнению с матриксом PLA. Включение кальций фосфатного стекла в PLA повышает  модуль упругости при сжатии с 74,5 до 120 кПа и увеличивает жизнеспособность клеток. Кроме этого, частицы стекла индуцируют образование осадка фосфата кальция, что облегчает взаимодействие между материалом и костной тканью. Оценка культуры клеток показала, что клетки MG63, высеянные на чистом PLA, продемонстрировали плоскую и вытянутую морфологию, тогда как клетки, высеянные на шероховатую поверхность, демонстрировали более закруглённую или кубоидальную форму с длинными выступами  цитоплазмы [133,134]. Для того, чтобы исследовать влияние растворителя в методе приготовления на свойства скаффолдов, Charles-Harris et al. готовили фазо-разделённые скаффолды PLA/кальций фосфатное стекло методом погружения в раствор и выщелачивания соли и определяли их характеристики.  Пористость и жёсткость композитных скаффолдов, приготовленных погружением в раствор, были 95 % и 0,19 МПа, соответственно, тогда как эти же параметры для фазоразделённых скаффолдов были 90 % и 7,1 МПа, соответственно. Культуры клеток MG63, в течение первой недели культивирования, показали, что фазоразделённые скаффолды индуцировали меньшую пролиферацию; однако, с этого момента уровни пролиферации были схожи для обоих скаффолдов. Кроме этого, клетки  MG63 на скаффолдах, приготовленных погружением в раствор, стремились распространяться внутрь их, тогда как клетки в фазо-разделённых скаффолдах, стремились оставаться на поверхности и образовывать там толстый слой.  Поэтому скаффолды, приготовленные погружением в раствор, легко колонизировались клетками, которые распределялись в порах скаффолда и создавали внутри скаффолда внеклеточный матрикс. Уровень активности щёлочной фосфатазы скаффолдов, приготовленных погружением в раствор, достиг своего максимума на 14-ый день, тогда как для фазоразделённых скаффолдов он достиг максимума на 7-ой день и потом уменьшился. Поэтому, фазоразделённые скаффолды поддерживали большее и раннее дифференцирование, чем скаффолды, приготовленные погружением в раствор [135].

Таблицы 1 и 2 демонстрируют влияние различных методов изготовления композитов и содержания в них  HA и TCP на механические свойства  композитных PLA скаффолдов. Упрочняющее влияние HA и TCP в PLA полимерной матрице может объясняться тем, что PLA матрица является средой передачи нагрузки; поэтому, она переносит нагрузку на HA и TCP керамику. Однако, добавка HA и TCP может привести к уменьшению прочности на растяжение PLA матрицы из-за хрупкости керамических частиц [60,136]. Если содержание наполнителя, включённого в полимерную матрицу низкое, матрица PLA непрерывная, что обеспечивает соответствующую связь с  HA или TCP на границе раздела и, таким образом, приводит к увеличению механической прочности. В композитах с повышенным содержанием наполнителя, однако, количество PLA матрикса, окружающего частицу наполнителя, ниже. Это приводит к плохой целостности композита и, следовательно, приводит к понижению механической прочности по сравнению с прочностью губчатой кости  [137]. Из таблиц следует,  что, несмотря на то, что многие их синтезированных композитов обладают плохими механическими свойствами, большинство из них показывают приемлемую биоактивность in vitro. Нужно упомянуть, что методы изготовления и параметры, вид полимера и наполнитель значительно влияют на механические свойства полученного композита  [138].

 

Таблица 1: PLA/HA композиты для инжиниринга костной ткани [SAEIDTAJBAKHSH,  FAEZEH HAJIALI. POLYLACTIC ACID/BIOACTIVE CERAMIC BIOCOMPOSITE SCAFFOLDS FOR BONETISSUE ENGINEERING: A BRIEF OVERVIEW // IMPACT: International Journal of Research in Applied, Natural and Social Sciences (IMPACT: IJRANSS) Vol. 4, Issue 7, Jul 2016, 165-174]

Метод

 

Содержание НА

Модуль (МРа)

 

Прочность (МРа)

Тип клеток

Ref

 

Электроспиннинг

10 вес. % 

 

 

MG63

 [90]

Электроспиннинг

5 и 20 вес. % 

1,8-4,71 

0,157-0,262 

MC3T3-E1 

 [89]

 

Электроспиннинг

 

118 

2,86 

MG63 

[139]

Электроспиннинг

0,25 и 0,5 вес. % 

 

0,52- 0,65

 

L929,

MC3T3-E1

[140]

 

Термически индуцированное разделение

10-30 вес. % 

0,3-0,63 

 

 

[141]

Термически индуцированное разделение

10-70 вес. % 

6,1-11 

0,22-0,4 

 

 

[142]

Термически индуцированное разделение

50 вес. % 

10,87 

0,39 

MC3T3-E1 

[99]

 

Термически индуцированное разделение

10-70 вес. % 

4,3-8,3 

 

 

[100]

 

Термически индуцированное разделение

50 вес. % 

14,9 

8,67 

MSCs

[101]

 

Формование погружением в раствор и выщелачивание частиц

10-50 вес. % 

4,72-9,87 

0,29-0,44 

 

[102]

 

Вспенивание суперкритическим газом

5 вес. % 

50-200 

2,5-6 

 

[136]

Вспенивание суперкритическим газом

5 вес. % 

133,2 

 

hFOB

[104]

Вспенивание суперкритическим газом

10-50 вес. %

 

0,081- 0,122

 

 

[143]

 

Вспенивание суперкритическим газом

2,4 вес% 

0,852-1,014 

 

 

[144]

 

Таблица 2: PLA/ТСР  композиты для инжиниринга костной ткани [SAEIDTAJBAKHSH,  FAEZEH HAJIALI. POLYLACTIC ACID/BIOACTIVE CERAMIC BIOCOMPOSITE SCAFFOLDS FOR BONETISSUE ENGINEERING: A BRIEF OVERVIEW // IMPACT: International Journal of Research in Applied, Natural and Social Sciences (IMPACT: IJRANSS) Vol. 4, Issue 7, Jul 2016, 165-174]

Метод

 

Содержание ТСР

Модуль (МРа)

 

Прочность (МРа)

Тип клеток

Ref

 

Электроспиннинг

  5, 10 и  20 вес. % 

4,526-8,509 

0,269-0,447 

 hASC

 [92]

Электроспиннинг

  50 вес. % (ACP)

  

MG63

[96]

Электроспиннинг

50 вес. % (ACP)

 

  

  in vivo 

[98]

Лиофилизация

10 и 20 вес.% 

 

 

ASCs 

[145]

Лиофилизация

10, 30 и 50 вес.t% 

 

1,2-2,1 

in vivo 

[136]

Формование погружением в раствор и выщелачивание частиц

40 вес. %

(Gass)

 

0,075-0,12 

0,175-0,201

 

SAOS-2

MG63

 

[133,134]

Формование погружением в раствор и выщелачивание частиц

50 вес. %

(Glass)

 

 

0,19 

MG63

[135]

Формование погружением в раствор и выщелачивание частиц

10-40 вес. %

0,3-0,8 

 

MG63

[146]

Формование погружением в раствор и выщелачивание частиц

50 вес. %

 

 

MG63 

[147]

Формование погружением в раствор и выщелачивание частиц

20-50 вес. %

 

0,057-0,207 

 

[148]

Вспенивание суперкритическим газом

5 вес. %

121

 

hFOB 

[104,105]

 

PLA/кальций фосфатные керамические материалы вызывают большой интерес для инжиниринга костной ткани. Биоактивность, механические свойства, деградируемость и архитектура композитных скаффолдов в значительной степени зависят от методов изготовления, взаимодействия между наполнителями и матриксом на границе раздела, а также свойствами и количеством наполнителя.

 

2.8. PLA и сульфат бария (BaSO4)

Оставаясь в области биомедицинских приложений, стоит отметить интерес к использованию композитов PLA–сульфат бария (BaSO4) [149,150].

Lämsä et al. [151] исследовали композиты PLA–4 вес. % BaSO4 для разработки рентгеноконтрастных панкреатических стентов. Авторы пришли к выводу, что ма-териал стентов (PLA–BaSO4) был не более токсичным, чем справочный (т. е. стальной материал) в поджелудочной железе крысы при наблюдении в течение 21 дня.

Yang et al. [152] изучили воздействие осажденного BaSO4, модифицированного стеариновой кислотой. Исследовали морфологию, механические свойства и терми-ческую стабильность образцов с повышенной загрузкой BaSO4 (до 30 вес. %). Резуль-таты показали, что включение осажденный BaSO4  в PLA (предварительно наполнен-ный 10% СаСО3) одновременно повышало ударопрочность и армировало. Наиболь-шее влияние на ударопрочность и удлинение при разрыве были достигнуты при 15 вес. % BaSO4, в то время как модуль упругости монотонно увеличивался с ростом количества BaSO4.

 

2.9. PLA и карбонат кальция, β-трикальций фосфат

Карбонат кальция (CaCO3) в обоих вариантах, как микро-, так  и наночастиц, использовался для получения, соответственно, PLA микро - и нанокомпозитов. Kim et al. [153] сравнивали эффекты добавки в PLA смешиванием в расплаве микро - и наноразмерного CaCO3, обработанного стеаратом кальция (1 вес. %). Модификация частиц CaCO3 повысила механические свойства (предел прочности и модуль) композитов на основе PLA, улучшения стали более заметными с включением наноразмерного CaCO3 (в количестве до 30 вес. %). С другой стороны, снижение термической стабильности PLA композитов (относительно чистого PLA) было приписано CaCO3.

В отношении использования в биомедицинских приложениях (например, композиты для изготовления имплантатов) рассматриваются β-трикальцийфосфат и CaCO3  для производства поли(D,L-лактида)-композитов для замещения костных тканей [154]. Schiller et al. [155,156] объединили поли(D,L-лактид)–CaCO3 с целью более быстрой деградации, а композиты поли(L,L-лактид)–фосфат кальция оказались оптимальными для того, чтобы обеспечить механическую стабильность и защиту. Для того, чтобы преодолеть такие проблемы, как воспалительные реакции, вызванные кислыми продуктами деградации PLA, сложный полиэфир объединялся с основным наполнителем (CaCO3). Наполнитель нейтрализует молочную кислоту, образовавшуюся во время деградации полимера, в результате чего биоактивность материала повышалась.

 

2.10. Композиты PLA и сульфат кальция, разработанные со специальными свойствами конечного использования 

Композиты PLA–CaSO4 (сульфат кальция (CS), ангидритовая или гидратированная формы) впервые рассматривались в биомедицинских приложениях для репарации костной ткани, формирования скаффолдов in situ или для создания имплантируемых материалов, содержащих антибиотики, лекарства или другие терапевтические агенты [157–162] [314] [309–315]. CS считался необычайно биосовместимым материалом, который полностью резорбируется после его имплантации [160].

Исследования, проведенные группой в [163], в связи с  необходимостью расширения диапазона применения PLA при снижении себестоимости его производства, продемонстировали, что коммерчески доступная PLA может эффективно смешиваться в расплаве с предварительно высушенным гипсом [163–167] [320] [316–321], побочным продуктом, получаемым в процессе производства молочной кислоты (LA) (Рис. 11).

Действительно, основная единица PLA, LA (2- гидроксипропановая кислота), получается путём ферментации углеводов, используя соответствующий бактериальный штамм. После обработки гидроокисью кальция раствор, содержащий лактат кальция, фильтруется для удаления клеток, обработанного углерода, выпаривается и подкисляется серной кислотой для того, чтобы получить LA и сульфат кальция [65,168,169]. На каждый килограмм произведенного LA, образуется  около 1 кг гипса как побочного продукта  [168]. Только небольшое количество гипса, произведённого в современных условиях, используется в качестве кондиционеров почвы для замены ископаемого гипса. Поэтому, существует необходимость в новых перспективах, в которых гипс может быть более выгодным параллельно с сокращением расходов на LA и PLA. Однако для того, чтобы уменьшить количество этого побочного продукта (гипса), уже рассматриваются некоторые технологические усовершенствования в производстве LA [65].

Этот раздел покажет, что этот побочный продукт производства LA, т. е. гипс, может быть использован в качестве микронаполнителя для производства PLA композитов, спроектированных со свойствами конечного использования. Это связано с неожиданными благоприятныхми взаимодействиями, существующими между сульфатом кальция (CS) и PLA, и благодаря возможности получить высокозагруженные композиты (например, до 50 вес. % наполнителя) с достаточно хорошо распределенными частицами, используя обычная подход смешивания в расплаве. 

PLA, полиэстер, производимый из возобновляемых ресурсов, фактически занимает ключевую позицию на рынке биополимеров и используется для различных приложений, идущих от биомедицины, упаковки и текстильных волокон до технических изделий. На сегодняшний день, рынок PLA переходит от «одноразовых» (упаковка и текстиля) к  более «длительным» материалам. Однако использование в биомедицинском секторе PLA вызывает высокий интерес (системы доставки лекарств, хирургических имплантируемых изделий, ортопедических устройств и т. д.).

К сожалению, PLA обладает рядом недостатков (низкая пластичность и вязкость, температура стеклования и деформации при нагреве, скорость кристаллизации; высокая чувствительность к влаге и быстрая деградация гидролизом и т. д.). Кроме того, требуются специфические свойства для конечного использования для различных приложений, такие как огнестойкость, противостатичность к электропроводящим характеристикам, анти–УФ, антибактериальные или барьерные характеристики, и так далее.

Армирование PLA-матрицы натуральными или синтетическими волокнами, добавлением микро - и нанонаполнителей, связанных с выбранными добавками, является мощным методом, позволяющим получить специфические характеристики конечного использования и значительные улучшения свойств.

 

2.11. Нанокомпозиты на основе полилактидов (PLA) 

Нанокомпозиты: общая информация

Полимерные нанокомпозиты относятся к многофазным материалам, в которых хотя бы одна из составляющих фаз, обычно нанонаполнитель, имеет по крайней мере в одном измерении масштаб в наноразмерном диапазоне (<100 нм) [16,17]. Начиная с Пионерской работы Центра научно-исследовательских лабораторий Тойота в начале 1990-х г. [18], было проведено большое количество исследований полимерных нанокомпозитов благодаря чему, их свойства значительно улучшились. Кроме того, последние технические инновации позволяют проектирование и создание новых нанокомпозитов и структур с беспрецедентной гибкостью, улучшенными физическими свойствами и значительным промышленным выходом. Действительно, наноразмерные наполнители в полимерах позволяют получать многофункциональные полимерные композиты с повышенными механическими, электрическими, оптическими, тепловыми и магнитными свойствами [19]. 

Существуют нанонаполнители разной формы и размеров, которые можно подразделить в основном на три категории в соответствии с размерами наноразмерных частиц [20]:

(i) пластинчатые нанонаполнители (1D) - слоистые материалы обычно толщиной порядка 1 нм, но с отношением сторон, по двум оставшимся размерам, не менее 25. Наиболее популярные 1D наполнители  - это слоистые силикаты, включая смектические глины, слоистые двойные гидроксиды, а также графеновые слои.

(ii) Нановолокна или вискеры  (2D) диаметром менее 100 нм и характеризуещиеся отношением размеров равным, не менее 100. В эту категорию попадают углеродные нанотрубки, наноцеллюлозные подложки и так далее.

(iii) Наночастицы (3D) с 3D размерами менее 100 нм. Наиболее известными 3D нанонаполнителем являются частицы оксида кремния, многогранных олигомерных силсесквиоксанов и оксидов металлов.

Следует отметить, что нанонаполнители можно классифицировать по их происхождению (природные, полусинтетические или синтетические) в зависимости от пути их синтеза. Благодаря своим наномасштабным размерам, нанонаполнители обладают большой площадью поверхности для данного объема (Рис. 4).

В случае частиц или волокон, площадь поверхности на единицу объема обратно пропорциональна диаметру наполнителя: чем меньше диаметр, тем больше площадь ее поверхности на единицу объема. Для волокон и слоистых наноразмерных наполнителей сотношение площадь поверхности/объем определяется первым членом уравнения. Второй член уравнения (2/l и 4/l) оказывает небольшое влияние и обычно опускался по сравнению с первым членом. Поэтому, изменение диаметра частиц, толщины слоя или диаметра волокна от микронного до нанометрового диапазона повлияет на соотношение площадь поверхности/объём на три порядка величины.

Рисунок 4. Конфигурации наиболее широко распространенных наполнителей и соотношения их площади поверхности к объему.

 

Что касается приготовления полимерных нанокомпозитов, существуют четыре основных пути [19]: (I) метод растворения, начинающийся с растворения полимеров в соответствующем растворителе с наноразмерными частицами вместе с испарением растворителя или осаждением; (II) смешивание в расплаве, включая прямое смешивание в расплаве полимеров с нанонаполнителями; (III) полимеризация in situ, при которой нанонаполнители сначала диспергируется в жидком мономере или растворе мономера, а потом полимеризуются в присутствии наноразмерных частиц; и (iv) синтез шаблона, где нанонаполнители синтезируются из раствора предшественника, используя полимеры в качестве шаблона.

В зависимости от связи между полимерами и нанонаполнителями и способа их приготовления, межфазная граница между нанонаполнителями и полимерами, мобильность цепочки, конформация цепочек, и степени упорядоченности цепочки или кристалличности - всё может непрерывно изменяться от межфазной границы наполнитель/матрица в какой-то степени в самом объёме полимера.  Действительно, эта межфазная граница полимер/нанонаполнитель представляет собой значительную часть объема, генерированного даже при низких концентрациях наполнителя [21]. 

 

2.12. Нанокомпозиты на основе наноцеллюлозы

Целлюлоза – это самый распространенный биополимер, производимый в биосфере. Она широко распространена в высших растениях, но также и в некоторых морских животных (например, оболочников), и, в меньшей степени, в водорослях,  грибках, бактериях и беспозвоночных. В общем, целлюлоза является волокнистым, механически жёстким, нерастворимым в воде биоматериалом, который играет существенную роль в поддержании структуры стенок растительной клетки, обеспечивая сопротивление нагрузки для того, чтобы облегчить механизмы непрерывного переноса внутри растений. Независимо от её происхождения, обычно целлюлоза может быть охарактеризована, как полукристаллический гомополимер высокого молекулярного веса β-1,4 связанной ангидроглюкозы (Рис. 5) [68–70].

В стенках клеток растений, расположение микроволокон целлюлозы вытекает из комбинированного действия биополимеризации спиннингом и кристаллизации, управляемой специфическими ферментативными терминальными комплексами (TCs) [71]. Архитектурная точность этих комплексов направляет рост цепочек глюкана к совместной кристаллизации в элементарные наноразмерные фибриллы, которые принимают линейную и жёсткую конформацию. С одной стороны, полимерные цепочки собираются силами ван-дер-Ваальса, и как внутренними, так и  межмолекулярными водородными связями в иерархическом порядке для того, чтобы образовать элементарные нанофибрилы с поперечной толщиной 2-5 нм, которые, в свою очередь, слипаются в латеральном направлении с более крупными макроволокнами [72]. С другой стороны, если TCs не нарушены, они могут генерировать бесконечное количество нановолокон, имеющих только ограниченное количество дефектов или аморфных областей. Эти области рассредоточены на сегменты в элементарном волокне, которые искажены внутренними деформациями [73]. Как нанонаполнители, они могут быть отделены поперек аморфными участками вдоль своей оси, чтобы отделить бездефектные стержне-подобные ночастицы, называемые далее нанокристаллами целлюлозы (CNs), или  отделены латерально образуя пучки элементарных протофибрилл, известные, как нанофибрилированная целлюлоза (NFCs). Последняя также может быть биосинтезирована микроорганизмами и хорошо известна как бактериальная целлюлоза (ВС).

 

 

Рисунок 5. Химическая структура целлюлозы.

 

2.13. Наноцеллюлоза / PLA нанокомпозиты

С момента выхода первой публикации, связанной с использованием нанокристаллов целлюлозы CNs (cellulose nanocrystals) в качестве армирующих наполнителей в нанокомпозитах на основе поли(стирол-со-бутилакрилата) Favier et al. [118], наноцеллюлозные подложки привлекали и продолжают привлекать огромный интерес обусловленный их внутренними свойствами, такими как наномасштабные размеры, высокая площадь поверхности, уникальная морфология, низкая плотность и механическая прочность. Механические характеристики нанокристаллической целлюлозы сравнимы с другими армирующими материалами (Таблица 5).

Рисунок 6. SEM микрофотографии плёнок бактериальной целлюлозы [98].

 

Таблица 4. Геометрические характеристики нанокристаллов целлюлозы из различных источников: длина (L) и поперечное сечение (D).

Источник 

L (нм) 

D (нм) 

Ссылки

Водорослевые (Валония) 

>1000 

10–20 

[102,103]

Бактериальные 

100-несколько 1000 

5-10× 30-50 

[75,104,105]

Хлопок 

100-300 

5-10 

[106–110]

MCC 

150–300 

3–7 

[111]

Рами 

200–300 

10–15 

[112,113]

Сизаль 

100-500 

3-5 

[101]

Туницин

100-несколько 1000 

10-20 

[114]

Дерево 

100-300 

3–5 

[109,115–117]

 

Таблица 5. Прочность и жесткость нанокристаллов целлюлозы по сравнению с другими материалами.

Материал 

Прочность на растяжение (ГПа)

Модуль (ГПа)

 

Ссылки

 

Кристаллическая целлюлоза 

7,5 

145

[119]

Стеклянные волокна 

4,8 

86

[120]

Стальная проволока 

4,1 

207

[120]

Графитовые  вискеры

21

410 

[120]

Углеродные нанотрубки 

11-63 

270-970 

[121]

 

Наноцеллюлозные подложки, включая NFCs, NCs, а также ВС объединяют с различными полимерными матрицами, включая PLA. Однако, основная проблема при включении наноцеллюлозы в матрицу PLA - получение хорошей дисперсии наночастиц внутри матрицы. Действительно, из-за своей гидрофильности наноцеллюлоза плохо диспергируется в гидрофобной матрице, такой как PLA или, в универсальных, неполярных растворителях, и поэтому появляются агрегаты частиц наноцеллюлозы. Кроме того, в результате сильных водородных связей, образованных большим количеством гидроксильных групп, находящихся на поверхности происходит необратимая аггломерация наноцеллюлозных подложек при высушивании. Поэтому, они должны оставаться диспергированными в водной среде или полярных растворителях после их приготовления. В литературе приводятся сведения о различных методах обработки наноцеллюлозных подложек и разработаны несколько химических стратегий с целью получения межфазной совместимости между PLA и наноцеллюлозными подложками. Конечные результаты исследований и информация об использовании наноцеллюлозных композитов на основе PLA, к сожалению, в литературе встречаются редко.

В самой первой работе описано приготовление нанокомпозитов на основе PLA, наполненных наноцеллюлозным субстратом NFCs, водная суспензия которого  вводилась в расплав PLA во время экструзии. В этой работе термомеханического свойства не исследовались, но предполагалось, что они посредственные, из-за сильной агрегации NFCs, отсутствия совместимости, а также гидролитической деградации PLA в присутствии воды  [122]. Недавн Oksman et al. изучили прямое использование суспензии CNs, которую предварительно обрабатывали N,N-диметилацетамид (DMAc), содержащим хлорид лития (LiCl) с целью увеличить в объеме и частично отделить CNs. В процессе экструзии эта суспензия закачивалась в расплав полимера [123]. Внутри матрицы наблюдалась дисперсия CNs; однако, DMAc/LiCl, оказалось, вызывает деградацию композитов при высокой температуре обработки. Альтернативой, в качестве вспомогательного средства использовался поливиниловый спирт (PVOH): он смешивался в сухом виде с  PLA перед экструзией или закачивался, как суспензия с CNs прямо в экструдер [124]. В обоих случаях полученные нанокомпозиты обладали плохими механическими свойствами из-за разделения фаз (присутвовали непрерывная PLA фаза и прерывистая PVOH фаза). CNs в основном находились в PVOH фазе, а не в матрице PLA, что привело к плохой передаче нагрузки между нанонаполнителями и матрицей PLA. Поверхность CNs, перед несением в высушенном состоянии в расплав PLA во время экструзии, покрывалась анионогенным поверхностно-активным веществом (ПАВ), состоящим из сложного эфира фосфорной кислоты, несущего алкилфенольные хвосты, [125]. Эта методика способствовала хорошей дисперсии CNs в матрице PLA, когда содержание ПАВ увеличивалось, однако избыток сурфактанта индуцировал значительную деградацию матрицы PLA при температуре обработки. Результаты механических испытаний показали улучшение механических характеристик армированного нанокомпозита по сравнению с его аналогом без армирования. Для того, чтобы изучить влияние анионного ПАВ на композиты на основе PLA, CNs, покрытые тем же самым сурфактантом, включались в PLA, используя вместо экструзии метод формования из раствора [126]. Хотя получившиеся нанокомпозиты были стабильными до 220 °С, что подтверждалсь TGA анализом, динамико-механический термический анализ (DMTA), однако, продемонстрировал, что избыток ПАВ снижет их динамический модуль упругости, который был скорее связан с сильным взаимодействием между PLA и ПАВ, чем между CNs и сурфактантом. Аналогично, Fortunati et al. изготовили нанокомпозиты на основе PLA методом двойной экструзии, наполненные CNs, покрытыми ПАВ, в весовом соотношении ПАВ к CNs равном 1 [127]. При этих условиях присутствие ПАВ на поверхности нанокристалла благоприятствует дисперсии наноцеллюлозы в матрице PLA. Более того, эффект ядрообразования заметно усиливался, указывая на влияние кристаллов и модификации их поверхности на термические и механические свойства нанокомпозитов. Присутствие CNs более эффективно облегчало зародышеобразование и последующую кристаллизацию PLA в аморфных композитах, чем в кристаллических [128–130]. Кроме механических свойств, увеличение кристалличности привело к улучшению водной и кислородной проницаемости нанокомпозитов PLA, содержащих 3 вес.% CNs вплоть до 82% и 90%, соответственно [129]. Кроме того, присутствие CNs не способствовало гидролитическей деградации нанокомпозитов PLA, как можно было бы ожидать, а, напротив, вызывает ее задержку. Этот эффект был связан с физическим барьером, созданным высококристаллическими CNs, которые тормозят поглощение воды и, следовательно, тормозят гидролитическую деградацию бионанокомпозитов. Результаты продемонстрировали возможнсть использования CNs для управления биодеградируемостью и продления срока службы PLA путём включения небольшого количества наноцеллюлозы [131].

 

2.14. PLA нановолокна с гидроксиапатитом в качестве подложек для роста костеобразующих клеток 

Хотя сами нановолокна обеспечивают хорошую поддержку для роста клеток, тем не менее, они модифицируются биологически активными частицами для улучшения  их механических свойств и биоактивности. Для имитации  костной ткани, самыми обычными добавками к полимерным нановолокнам являются гидроксиапатит (НА) и трикальций фосфат 4,5. В недавно опубликованном исследовании было показано добавление алмазных наночастиц к нановолокнистым PLGA мембранам. Эти композитные скаффолды показали улучшение механического сопротивления и обеспечили хорошую поддержку для адгезии и роста костной клетки 6 .

Гидроксиапатит, будучи перспективным материалом для инжиниринга костной ткани, часто испытывался  или как самостоятельный материал 7,  или как часть композита 8. Он подобен минералу, который встречается в естественной костной ткани, биосовместим, обладает соответствующей механической стабильностью и было доказано, что он остеокондуктивен и стимулирует образование кости 9. Особенно наноразмерные частицы НА (например, в форме спеченного компакта), стимулировали адгезию, пролиферацию и дифференцирование остеобластов и, по-видимому, более благоприятен в инжиниринге костной ткани, чем обычный ГА, т. е.  с зерном, больше 100 нм.10 

Композиты, построенные из полимеров и ГА, объединяют достоинства обоих типов материалов. В то время как ГА улучшает остеоиндукцию и обеспечивает механическое армирование, биодеградируемость полимеров разрешает врастание окружающей ткани. Следуя образцу костной ткани, как сложной ткани, состоящей из органических волокон коллагена и неорганического минерала апатита, мы изготовили полилактидные нановолокнистые скаффолды с двумя концентрациями наночастиц ГА методом безигольного электроспиннинга. Подобные композитные материалы также были изготовлены в ранних исследованиях 11–13. Однако это исследование обеспечивает интенсивное и систематическое изучение морфологических, физических и химических свойств этих скаффолдов и их корреляцию с поведением клеток, полученных из человеческой кости и макрофагоподобных  клеток крыс в культурах на этих скаффолдах.

В работе [Polylactide nanofibers with hydroxyapatite as growth substrates for osteoblast-like cells] были изготовлены и исследованы композитные скаффолды PLA с НА (средний размер частиц 50-150 нм, отношение Ca:P 1,67). Расчётное содержание НА в конечном сухом скаффолде составляло 5 вес. % или 15 вес.% относительно полимера (Рис.7). Нановолокна получали с помощью технологии электроспиннинга, используя установку  NanospiderTM (NS Lab 500, Elmarco, Либерец, Чешская Республика).

Рисунок 7. SEM- изображения PLA волокон без НА (A, D); PLA волокна с 5 % ГА (B, E) и PLA волокна с 15 % ГА (C, F). Масштабная линейка  55 мкм (A–C) и 4 мкм (D–F). [Polylactide nanofibers with hydroxyapatite as growth substrates for osteoblast-like cells]

 

Измерение диаметра PLA волокон (Рис. 8) показало, что при увеличении содержания ГА волокна становились толще и более нерегулярными по форме. Их диаметр находился  в субмикронном диапазоне.10 Анализ SEM-изображений (Рис. 7) показал, что волокна с НА, в частности с 15 вес. % НА, намного толще, чем чистые PLA волокна. Подобные результаты были получены в PLGA с 0.5 до 15 вес. % НА, где наблюдалась тенденция увеличения диаметра волокна с увеличением содержание НА 12. Однако существуют работы, в которых авторы сообщали, что диаметр волокна уменьшился с увеличением концентрации НА, например, в PLA скаффолдах с 5 или 20 вес. % HA11 или в композитных PCL/PLA/HA нановолокнистых скаффолдах4. Уменьшение диаметра волокна объяснялось более низкой вязкостью раствора полимера после добавления наночастиц НА. Измерение толщины нановолонистых мембран также показало увеличение волокон с включением НА (Рис. 9).

Рисунок 8. Диаметр волокон исследованных PLA и PLA/HA скаффолдов (n=850). [Polylactide nanofibers with hydroxyapatite as growth substrates for osteoblast-like cells] 

 

Рисунок 9. SEM-изображения поперечного сечения нановолокон, содержащих 0 вес. % НА (A), 5 % ГА (B) и 15. % ГА (C). Красным выделена частица гидроксиапатита в нановолокнистом матриксе. Масштабная линейка - 100 мкм.

 

Механические испытания показали, что сухие образцы PLA без ГА быстро достигали  предела ползучести с максимальным удлинением на 3,57+0,29% и эквивалентной жесткостью 22,82+0,69 мН/мм. Образцы при этом максимально сопротивлялись эквивалентной силе (36,2+1,09 мН/мм) без какого-либо отвердения. В свою очередь, образцы влажного PLA без НА немедленно достигали предела ползучести после удлинения на 0,15% с эквивалентной жесткостью 21,13 мН/мм. Максимальная сопротивляющаяся эквивалентная сила была 6,75 мН/мм.

Образцы PLA с 5 и 15 %  содержанием ГА показали аналогичное механическое поведение. В сухом состоянии, реакция на деформацию была строго линейной, а эквивалентная жесткость 15,66+0.53 мН/мм для образцов 5% ГА и 13,31+1,19 мН/мм для образцов 15 % ГА. Образцы разрушались при удлинении на 3,19+0,33 % (3,57 + 0,21 % для 15 вес.% НА), максимальная эквивалентная сила 23,35+1,01 мН/мм (20,73+1,45 мН/мм для 15% ГА). Напротив, влажные образцы PLA с 5 вес. % НА и 15 вес. % НА продемонстрировали ползучесть. Эквивалентная жесткость оставалась на уровне, близком к уровню сухих образцов (11,27 + 0,64 мН/мм), но область упругих деформаций существенно сократилась при  удлинении (0,62+0,23%). Разрыв произошел при удлинении на 11,3+3,26 % и максимальной эквивалентной силе 2,17+0,98 мН/мм.

Также в статье [Polylactide nanofibers with hydroxyapatite as growth substrates for osteoblast-like cells] было показано, что нановолокнистые PLA скаффолды, обогащённые 5 или 15 % ГА способствовали хорошей адгезии, росту и остеогенному дифференцированию человеческих остеобластоподобных клеток MG 63. В то же самое время, значительной иммунной активации макрофагоподобных клеток RAW 264.7, культивированных на исследованных скаффолдах не наблюдалось. Таким образом, данные скаффолды перспективны в качестве переносчиков клеток для инжиниринга костной ткани, особенно для имплантатов, не несущих нагрузку.

 

 

3. Аналитический обзор мировых тенденций развития технологий изготовления биодеградируемых изделий для медицины

Медицинские изделия из полимерных материалов производят различными способами, которые отличаются по масштабности производства, к примеру, крупнотоннажные производства используют такие технологии формования изделий как литье под давлением, прессование и экструзия. А для малотоннажных производств подходят аддитивные технологии. 

 

3.1. Традиционные методы изготовления скаффолдов 

3.1.1. Склеивание волокон

Полимерные волокна – это перспективный материал для создания скаффолдов, поскольку обладают оптимальным соотношением площади поверхности  к объёму для прикрепления клеток. Самые ранние ТИ скаффолды, о которых сообщалось, представляли собой волокнистую сетку с плохой механической целостностью, используемую для регенерации органа [170]. Для того, чтобы преодолеть эту проблему, были разработаны методы склеивания волокон (см. Рис. 10) позволяющие прочно связывать волокна в точках пересечения. Первый пример скаффолдов из склеенных волокон был изготовлен из  PLLA и PGA [171]. PGA волокна выравнивались и помещались в нетканую сеть. Когда температура превышала температуру плавления материала, волокна соединялись в точках их контакта. Волокна PGA инкапсулировались перед термообработкой для того, чтобы предотвратить потенциальное разрушение расплавленного полимера. PLLA растворяли в хлориде метилена и потом заливали на сетчатые волокна и высушивали в результате чего был получен композитный матрикс  PGA-PLLA. Альтернативным методом является вращение нетканой PGA волокнистой  сетки, когда на неё напыляется атомизированный раствор PLGA или раствор PLLA [172]. Таким образом, полимерный раствор накапливается на волокнах PGA и связывает их вместе. Этот метод обладает достоинствами при изготовлении трубчатых структур, однако, этим методом невозможно получать сложные 3D структуры. 

Главными достоинствами метода склеивания волокон являются его простота и сохранение исходных свойств PGA волокон. Недостатки следующие: трудно управлять размером пор и пористостью, ограниченная доступность растворителей и несмешиваемость двух различных полимеров в расплавленном состоянии. 

 

Рисунок 10. Метод склеивания волокон

 

3.1.2. Метод заливки

Метод заливки включает две стадии. Во-первых: частицы полимера и порогена смешиваются и объединяются в форме. Потом следует их быстрое нагревание до требуемой температуры, т. е. температуры плавления (Тm) для полукристаллических полимеров и температуры стеклования (Tg) для аморфных полимеров. Потом, композитный материал убирается из формы и помещается в бак с жидкостью для выщелачивания порогена. В результате, внешняя конфигурация изготовленного скаффолда, точно такая же, как у использованной формы. Этот метод использовался для изготовления композитов PLGA/микрочастицы желатина с желатином, выщелачивающимся в деионизованной воде [173]. Фактически, любую геометрию скаффолдов можно изготовить, модифицируя размеры и конфигурацию используемой формы. В этом методе частицы порогена используются для того, чтобы генерировать поры и поэтому размер пор и пористость скаффолдов могут регулироваться изменением размера и количества порогенных частиц, соответственно. Больше материалов, таких как гидроксиапатитовые волокна могут включаться, обеспечивая биоактивную поверхность и дополнительную механическую поддержку для клеток. Более того, доставка биоактивных молекул может извлечь пользу из использования формы, поскольку при этом возможно избежать  воздействия на материал сильных органических растворителей. Однако, нужно отметить, что чрезмерно высокие температуры формы могут привести к деградации и инактивации молекул. Более того, трудно гарантировать, соответствующую взаимосвязанность пор, которая может ограничить глубину инфильтрации клеток.  

 

3.1.3. Экструзия

Экструзия – это технология получения изделий из полимерных материалов, в которой полимерный материал плавиться и при вращении шнека экструдера продвигается от загрузочного отверстия к голове, через нагревательные зоны, для достижения необходимой вязкости, затем расплав продавливается через формующий инструмент (фильеру). Для этого полимерный материал в виде гранулята помещают в загрузочный бункер экструдера и под действием сил тяжести гранулят поступает в зону питания шнека, затем под действием вращения шнека проталкивается вперед, при этом за счет сил трения разогревается, так же для разогрева гранулята применяются нагревающие устройства, расположенные на неподвижной части экструдера – цилиндре. Цилиндр условно разделен на как минимум три температурные зоны: зона питания, зона пластификации и зона формования. Так же и шнек разделен на три основных участка (Рис. 11):

  • зона питания – здесь происходит непосредственное “питание” шнека полимерным материалом и происходит его нагрев за счет сил трения полимерного материала о стенки цилиндра и шнек и дополнительных нагревающих устройств, расположенных на цилиндре, при этом материал подплавляется;
  • зона компрессии – в данной зоне материал полностью расплавляется и за счет увеличения диаметра вала шнека уплотняется;
  • зона дозирования – в данной зоне расплав материала подается непосредственно в формующую головку порциями, за счет еще большего увеличения диаметра вала шнека в расплаве увеличивается давление из-за чего материал идет стабильным, непрерывающемся потоком, через фильеру [174]. 

Первое применение экструзии полимеров для ТИ – изготовление трубчатых скаффолдов из PLLA и PLGA для регенерации периферических нервов [175].

Рисунок 11.  Конструкция шнека экструдера [174]

 

Типы экструдеров

Экструзию можно разделить по типам экструзионных машин на две основные категории на машины непрерывного и циклического действия (периодического) действия. 

Экструдеры непрерывного действия подразделяются на: 

  • Шнековые экструдеры: 
  • Одношнековые экструдеры (экструдеры с загрузкой расплава, пластицирующий экструдер, одно- многостадийные экструдеры, экструдер-смеситель для приготовления компаундов);
  • Многошнековые экструдеры (Двушнековый экструдер, экструдер с шестеренчатым насосом, экструдер с планетарной системой шнеков, другие многошнековые экструдеры);
  • Дисковые или барабанные экструдеры:
  • Экструдеры тянущего действия (Дисковый экструдер со спиральной нарезкой на диске, барабанный экструдер, многодисковый экструдер, ступенчатый дисковый экструдер);
  • Дисковый экструдер без подогрева (без шнековый экструдер, шнековый или дисковый экструдер)
  • Экструдеры с возвратно поступательным движением (периодического действия): 
  • Поршневой экструдер (экструдер с загрузкой расплава, пластицирующий экструдер, капиллярный вискозиметр)
  • Одношнековый экструдер (узел пластикации в литьевой машине, эксрудер-смеситель) [174]. 

Описание технической оснастки процесса экструзии

Как говорилось ранее в экструдере иметься подвижная часть и не подвижная. Подвижная часть может быть представлена как шнеком, так и другими толкающими расплав механизмами. Не подвижной частью экструдера является цилиндр. На цилиндре размещены нагревающие устройства и загрузочный бункер, под которым устанавливается узел охлаждения, для предотвращения залипания полимерного материала под узлом загрузки. На конце цилиндра расположена формующая головка с фильерой для придания расплаву определенной формы. Так же в конструкции экструдера, на формующей головке, должен быть установлен датчик давления, для постоянного мониторинга давления и недопущения увеличения давления выше определенного придела, в противном случае поток экструдата будет не равномерным и с дефектами.

Шнек приводиться в движение приводом, который может быть представлен как электродвигателем, так и гидравлическим приводом. Для регулировки скорости вращения асинхронного электродвигателя и скорости вращения вала шнека устанавливается редуктор, устройство необходимое для уменьшения и изменения скорости вращения шнека по отношению к  быстро вращающемуся приводу. В случае использования гидравлического привода в нем за счет скорости потока гидравлической жидкости можно управлять скоростью вращения вала шнека.

Так же в некоторых экструдерах устанавливают дополнительный узел дегазации расплава, для исключения возможности образования пор и других дефектов в изделии. Так же узел дегазации нужен в случае использования полимеров с небольшими температурными границами нахождения в расплаве, в случае перегрева такие полимеры, как правило, начинают вскипать, что так же приводит к образованию в изделии [174]. 

Рисунок 12. Устройство экструдера. 1- Бункер; 2- Шнек; 3 Цилиндр; 4- Охлаждающий элемент; 5- Нагреватель; 6- Формующая головка.

 

Медицинские изделия, получаемые методом экструзии

Классической экструзией производят такие имплантаты как: прутки для фиксации костных тканей [176], хирургические винты [177], хирургические нити [58]. Но большим недостатком классической экструзии является проблема деструкции полимерных материалов во время расплавления последнего для формования изделия. Для решения этой проблемы применяются комбинированные методы формования.

В тканевой инженерии при использовании имплантатов необходимо соблюдать определенную геометрию во внутренней структуре имплантат, это требование необходимо для правильного и направленного роста клеток на поверхности и внутри имплантат, так же правильно направленный рост тканей обеспечивает наилучшую их регенерацию [178]. Такие имплантаты как саффолды должны иметь высокую пористость для обеспечения новообразованных тканей кислородом и питательными веществами [179]. Так же необходимость в высокой пористости необходима для правильного строения кровеносных сосудов и капилляров, в противном случае после полной регенерации тканей могут возникнуть осложнения [180].С помощью экструзии можно производить как тканные, так и не тканные скаффолды. Для тканных скаффолдов применяются технологии микроэкструзии для формирования нитей будущих тканых полотен. Для создания наиболее пористой структуры нити формуют не круглой формы, что приводит к  увеличению площади пор внутри будущего скаффолда. На рисунке 13 изображен микроэкструдер для производства микронитей различной геометрии, форма бушующий нити задается с помощью фильер различной геометрии. Полимерный материал находиться в цилиндре экструдера при температуре расплавления и придавливается через фильеру инертным газом при избыточном давлении. Инертный газ предотвращает окислительную деструкцию полимерного материала в состоянии расплава. Экструдат подается в растворитель, в котором полимерный материал не растворяется, между растворителем и фильерой не должно быть воздушной подушки, в противном случае полимер будет деструктировать. С помощью данного метода удается получить нити диаметром 0,57…1,16 ммс максимальным отклонением ±0,03 [181].

 

  

Рисунок 13. Схематическое изображение установки для микроэкструзии полимерных материалов.

 

  

Рисунок 14. Схематическое изображение установки двушнековый экструдер/электроспининг

 

Экструзия широко применяется так же в системах доставки лекарств в качестве системы формования имплантатов. Для этого в загрузочный бункер помещается активной фармацевтической ингредиент (АФИ) и полимер носитель, либо заранее подготовленная их смесь. Для достижения гомогенной структуры процесс проводят на двушнековом экструдере. На выходе из фильеры устанавливаются ножи для получения однородных гранул [182]. 

Так же экструзия нашла свое применение в аддитивных технологиях для 3D печати тугоплавких полимеров, таких как PEEK, температура формования которых лежит за пределом 400°С. Для реализации таких принтеров используется симбиоз экструдера и 3D принтера. Данная технология позволяет создавать пористые имплантаты различной структуры для ортопедической хирургии. Данная технология позволяет создать имплантат под определенного пациента на основании спроектированной трехмерной модели [183]. 

Влияние экструзии на свойства полимерных материалов

Для любых полимерных материалов термическая обработка ведет к изменениям в их свойствах. Особенно это ярко выражено в случае полиэфиров широко применяемых в медицинских изделиях таких как, например, поли–L–лактид (PLLA), полигликолид,  их сополимеры и различные композиции на их основе. В работе [184] исследовали влияние экструзии PLLA, при которой полимер подвергается расплавлению и дальнейшему формованию из расплава изделия путем экструзии полимерного материала через формующую головку, на молекулярный вес полимера до и после экструзии. Исследования показали, что молекулярный вес снижается по причине высокой чувствительности данного полимера к высокотемпературной обработке, которая приводит к его гидролизу и деполимеризации. При проведении измерения молекулярного веса методом вискозиметрии полимер до экструзии имел молекулярную массу Mv=95кДа, а после экструзии молекулярная масса составляла Mv=76кДа. Это свидетельствует о том, что термическая обработка и механическое воздействие, которым данный материал подвергся во время экструзии, приводит к уменьшению молекулярной массы полимера почти на 20%. 

Для создания имплантатов методом экструзии, например, используются композиция PLLA/Mg. Использование магния обусловлено его положительным эффектом на регенерацию естественных тканей организма. Для исследования влияния магния на деструкцию полимерной матрицы проводился анализ методом термогравиметрии (ТГА), который показали, что термическое разложение композиции наблюдается в диапазоне температур 220…380°С, что является значительным температурным интервалом. ТГА показал, что при увеличении концентрации магния в композиции приводит к катализу деструкции полимерной матрицы и, как следствие, к снижению температуры разложения (Рис. 15) [185].

Также в работе [186] рассматривали эффект влияния содержания магния на температуру плавления поли–L–лактида методом дифференциально сканирующей калориметрии (Рис. 16). Перед проведением анализа образцы выдерживали в течении 7 дней при комнатной температуре, для релаксации материала. Как видно из термограммы, что все образцы имеют температуру стеклования Tg=60°С, на термограмме это обусловлено возникновением эндотермическим эффектом. При повышении температуры наблюдается экзотермический эффект, обусловленный процессом холодной кристаллизации (Tc) в промежутке между 106°С, для поли–L–лактида, и 103°С для композиции. Как видно из термограммы при дальнейшем нагревании при температуре в районе 173°С наблюдается плавление (Tm). Из полученных данных можно сделать вывод, что внесение магния не вызывает изменения в температуре стеклования полимерной матрицы. Но при этом наблюдается изменение температуры холодного стеклования и температуры плавления при более низких температурах [187].

Рисунок 15. Термограммы композиции PLLA/Mg в зависимости от температуры (a) и термостабильности (b), при различном содержании магния, где Т0 – температура разложения, Тр– температура максимальных потерь массы, Т50 – температура потери 50% массы, Те – температура полной деструкции. Ошибка измерений: Te, Tp, T50 и T0 ± 1°C.

 

Рисунок 16. Кривые ДСК композиции полиL-лактид/Mg с содержанием магния 0.5, 1, 3, 5 и 7 %масс. Ошибка измерения Tg±2oC, Tcc и Тm±0.5oC, и fc±0.04

 

Метод экструзии применим к большинству биосовместимых полимеров, таких как PLGA и  PCL. Однако, этот метод может использоваться для производства простых форм и невзаимосвязанных пористых структур, тем самым ограничивая его применения для прямых трубчатых скаффолдов.

 

3.1.4. Электроспиннинг

Электроспиннинг или электростатический спиннинг волокна, показанный на Рис. 17, это метод, разработанный на основании электростатического распыления. Этот метод может использоваться для создания скаффолдов из биодеградируемых нетканых и сверхтонких волокон. Электроспинингом могут быть получены PCL, PGA и PLCA нановолокнистые скаффолды с пористостью более 90 % [188]. Сырьё,  обычно полимеры, растворяются в растворителе, который потом загружается в шприц и выталкивается на заземлённую собирающуюся поверхность приложением высокого напряжения к капилляру [189]. Ограничения этого метода включают низкую скорость изготовления, использование органического растворителя и плохая однородность. 

 

Рисунок 17. Метод электроспиннинга

 

Имеются работы, в которых совмещены две технологии: экструзия и электроспиннинг. Данное сочетание технологий позволяет производить нетканные скаффолы с наполнением нанопорошками. Для этого смешивается раствор полимерного материала с не растворяемым нанопорошком для создания однородной суспензии. Далее полученная суспензия подается в двушнековый экструдер для создания дополнительного перемешивания с целью недопущения расслоения суспензии. На формующей головке расположена игла, к которой подведен ток высокого напряжения.и суспензия продавливаясь через фильеру, с помощью вращения шнеков, формует тонкую нить которая под действием высокого напряжения разбрызгивает по определенной траектории на приемную платформу которая является заземлением для снятия избыточного заряда с полимерного материала (Рис. 17) [Erisken C. A hybridtwinscrewextrusion/electrospinningmethodtoprocessnanoparticle-incorporatedelectrospunnanofibres/ С. EriskenD.M. Kalyon, H. Wang// Nanotechnology (19) (2008) – 165302-165310].

 

3.1.5.Формование окунанием в раствор и выщелачивание частиц (SCPL) 

С целью регулирования диаметра пор и пористости скаффолдов был разработан метод SCPL для генерирования скаффолдов с взаимосвязанными пористыми сетями. Этот метод позволяет изготавливать пористые скаффолды со специфическим размером пор, пористостью, степенью кристалличности и сооотношением площади поверхности к объёму. Полимер растворяется, после чего следует ряд последовательных производственных шагов, включая литьё, высушивание, отверждение и выщелачивание порогена. Этот процесс изображён на Рис. 18. На ранней стадии разработки этого метода PLGA и PLLA использовались, как материал для скаффолда, а просеянная соль использовалась, как пороген [27]. Композитный материал сначала нагревается до температуры выше Tm, после чего подвергается отжигу, цель которого - регулирование степени кристалличности. Потом выщелачивается пороген и, таким образом, получается мембрана из пористого PLLA. Также могут использоваться другие биосовместимые порогены, такие как липиды [28] и сахара [190]. Была разработана система обмена растворителей, которая использовала вторую органическую фазу для растворения порогена, не растворяя при этом полимер. Это исключало шаг выщелачивания и, как результат, сокращало время производства. 

Методом SCPL можно изготавливать скаффолды с регулируемыми размером пор (до 500 мкм),  пористостью (до 93 %) и степенью кристалличности. Главным достоинством SCPL является низкое потребление материала; количество полимера, требуемое для производства скаффолда, сравнительно мало. Типичным приложением было использование смеси поли(этилен гликоля) (PEG) и PLGA для изготовления пористых пен, которые более пригодны и менее хрупки для регенерации мягких тканей [29]. 

 

Рисунок 18. Метод формования окунанием в раствор и выщелачивания частиц

 

3.1.6 Расслоение мембраны 

Целью метода расслоения мембраны является создание 3D контурного изображения формы скаффолда. Сначала готовится точное контурное представление анатомической 3D геометрии [30]. Тонкие слои пористых PLGA или PLLA мембран изготавливаются, используя метод SCPL [31]. Смежные мембраны химически связываются друг с другом нанесением небольшого количества раствора хлороформа на контактирующие поверхности. Несколько слоёв складываются и соединяются, пока не сформируется полная 3D структура. Этот метод изготовления используется для производства скаффолдов для твёрдых тканей, таких как кость и хрящ с функцией, зависящей от формы. Он также используется для приготовления деградируемых трубчатых стентов [32]. 

 

3.1.7 Сушка вымораживанием

Сушка вымораживанием – метод быстрого изготовления скаффолдов с регулируемым размером пор и пористостью. Как показано на Рис. 19 растворённый полимер, содержащийся в органическом растворе, объединяется с водой и эмульсифицируется, пока не достигается однородность [33]. Эмульсия выливается в металлическую форму и быстро замораживается, используя жидкий азот. Растворитель и вода потом удаляются и, таким образом, образуется пористый скаффолд. Сушка вымораживанием используется для изготовления биосовместимых скаффолдов из смесей поли(пропилен фумарата) (PPF), PLLA, PGA и PLGA [34]. 

 

Рисунок 19. Метод сушки вымораживанием

 

3.1.8 Разделение фаз 

Биосовместимый полимер растворяется в соответствующем растворителе, таком как диоксан [191], нафталин [192] и фенол. В раствор могут добавляться биоактивные молекулы. Разделение фаз происходит при снижении температуры раствора обычно ниже Tm растворителя [193]. Использование жидкого азота приводит к быстрому охлаждению полимера и растворителя, при этом образуется двухфазное твёрдое тело. После этого, отверждённая фаза, обогащенная растворителем, сублимируется, в результате чего образуется пористый скаффолд, содержащий внутри полимера биоактивные молекулы. Процесс разделения фаз показан на Рис. 20. Метод является оптимальным для изготовления скаффолдов, в которых заключены биоактивные молекулы, поскольку такие молекулы во время производства не подвергаются воздействию агрессивных химикатов или температур [194]. Тем не менее, трудности включения больших белков и достижения заданных скоростей выделения лекарства являются главными недостатками, которые ограничивают развитие этого метода изготовления скаффолдов. Также процессом изготовления трудно управлять, поскольку на морфологию скаффолдов может серьёзно повлиять изменение параметров процесса и стратегия термической закалки. 

  

Рисунок 20. Метод разделения фаз

 

3.1.9. Газовое вспенивание

Главной проблемой при использовании скаффолдов, изготовленных методом SCPL, являются воспалительные реакции после имплантации, индуцированные остатками органических растворителей, используемых в  SCPL процессе изготовления скаффолдов. Поэтому, если не требуется избегать использования органических растворителей, предлагается метод изготовление газовым вспениванием [195]. Как показано на Рис. 21, сжатые полимерные диски обрабатываются углекислым газом высокого давления. Когда давление уменьшается, в полимерном матриксе происходит образование пор и ядрообразование. Однако, этот метод способен создавать только скаффолды с морфологией закрытых пор [196]

Рисунок 21. Метод газового вспенивания

 

3.1.10 Самосборка пептидов 

Еще недавно пептидные нановолокна использовались, как синтетический ЕСМ в скаффолдах, поскольку они способны к самосборке с образованием стабильных скаффолдов [197]. Обычно, пептиды состоят из ионных, самокомплементарных последовательностей с взаимно чередующимися гидрофильными и гидрофобными доменами [198]. Обнаружено, что скаффолды на основе пептидов удобны для культивирования хондроцитов, остеобластов и гепатоцитов in vitro. Структуры самособирающихся пептидов позволяют прикреплённым клеткам сохранять их исходную 3D геометрию. Размеры скаффолдов из агрегатов могут достигать сантиметрового масштаба, благодаря тому, что отдельные волокна меньше 5 нм [199]. Обычно, само-собирающиеся пептиды образуют стабильные β-листы в физиологических растворах или воде. 

 

3.1.11 Изготовление композитной пены полимер/керамика

Скаффолды, использующиеся для замещения кости, требуют высокой механической прочности и сложной геометрической форму с целью замещения большинства костных дефектов. Метод заливки – первый использованный метод, диспергирующий гидроксиапатитовые (НА) волокна или микрочастицы и пороген в растворе хлорида PLGA. Пороген выщелачивается из раствора  после того, как растворитель постепенно испаряется. В результате получается композитный скаффолд, который содержит волокна / микрочастицы, как PLGA, так и HA [200]. Скаффолды, изготовленные этим методом, обладают превосходной прочностью на сжатие, сравнимой с  губчатой костью [201]. 

 

3.1.12 Сводная информация о традиционных методах изготовления 3D скаффолдов

В Таблице 2 приводится краткое описание некоторых традиционных методов изготовления 3D скаффолдов. 

Таблица 2. Методы изготовления полимерных скаффолдов для тканевой инженерии.

Процесс изготовления

Достоинства

Недостатки

Ссылки

Склеивание волокон волокон

Высокая пористость

Ограниченное применение к другим полимерам

Низкая механическая прочность, для тканей, несущих нагрузку

Остатки растворителя могут быть опасными

[202,203]

Формование из расплава

Независимое управление пористостью и размером пор

Управление макроформой

Для полимеров с наноморфологией требуется высокая температура

[204,205]

[45 -47]

 

Формование окунанием в раствор и выщелачивание частиц

Контролируемая пористость до 93 %

Независимое управление пористостью и размером пор

Можно регулировать степень кристалличности

Ограничивается мембранами толщиной до 3 мм

Низкая механическая прочность, для тканей, несущих нагрузку

 

 [206–208]

Расслоение мембраны

3D скаффолд

Низкая механическая прочность

[31,32]

Разделение фаз

Не снижается активность молекул

Трудно точно регулировать морфологию скаффолда

Остатки растворителя могут быть опасными

[209,210]

Изготовление волокнистого композита полимер/керамика

Превосходная прочность на сжатие

Независимое управление пористостью и размером пор

Остатки растворителя могут быть опасными

[211,212]

 

3.2. Методы изготовления скаффолдов послойным синтезом: прямые методы

Методы послойного синтеза (ПС) способны прямо создавать физическую модель, представленную данными компьютерного проектирования (CAD). Каждая деталь генерируется послойным образом. В этом разделе представлены методы ПС, которые могут использоваться для того, чтобы изготавливаться скаффолды напрямую или опосредовано.

С помощью методов послойного синтеза, таких как селективное лазерное спекание (SLS), цветной струйный принтинг (CJP) и моделирование методом наплавления (FDM) [213,214] можно получать пористые структуры для приложений TИ. 

 

3.2.1.Метод осаждения из расплава/ раствора

В процессе осаждения из расплава/раствора слои создаются и складываются экструдированием нити расплавленного материала через сопло, которое при этом двигается вокруг горизонтальной плоскости поперечного сечения слоя. Только что осажденный материал быстро затвердевает и связывается с предыдущим слоем, находящимся под ним. Этот процесс продолжается, пока не будет полностью сформирован сложный 3D твёрдый объект. 

Пористость в горизонтальной плоскости создаётся и управляется изменением  наполненной крышки,  т. е. пространством между соседними волокнами (см. Рис. 22). Зазоры в вертикальном направлении создаются осаждением следующего слоя при определённом угле к предыдущему слою. Структура с требуемой пористостью будет генерироваться как результат повторяющейся выкройки. Например: взаимосвязанные квадратные каналы на Рис. 2.7 создавались, используя шаблон, установленный на 0° или 90°. Структура скаффолда обычно регулярная и высоко воспроизводимая. Параметры машины, связанные со свойствами материала, должны точно регулироваться для того, чтобы сократить отклонение волокна. Волокна выровнены ортогонально, что создаёт канавки в точке пересечения между последовательными слоями, облегчая клеткам перекрытие через канавки для того, чтобы, в конце концов, клетки заселили всю структуру. Типичный представитель процесса осаждения из расплава-раствора – это FDM. 

Рисунок 22. Структура созданная, используя моделирование методом наплавления

 

3.2.1.1. Моделирование методом наплавления (FDM)

Волокна материала подаются в ожижитель и плавятся до полужидкого состояния перед осаждением через сопло [215,216]. Для того, чтобы поддерживать достаточную энергию плавления этот процесс необходимо выполнять в подогреваемой камере. 

FDM использовался для изготовления функциональных скаффолдов. Метод FDM показан на Рис. 23 . Samar et al. [217] изготовили скаффолд, состоящий из полипропилен – трикальций фосфат (PP-TCP). Размер пор скаффолда – 160 мкм и механическая прочность 12,7 МПа, что выше, чем прочность на растяжение естественной губчатой кости (обычно 7,4 МПа [218]).  Zein et al [219] изготовили PCL скаффолды, имевшие сотовую структуру с размерами каналов 160 – 770 мкм. Также были изготовлены PCL и PCL-HA  скаффолды, на которые высеивались человеческие мезенхимальные клетки, способствующие пролиферации клеток [220]. 

Рисунок 23. Метод моделирование методом наплавления

 

Следует уточнить некоторые ограничения этого метода. FDM метод требует, чтобы входной материал имел специфические размеры. Более того, любые изменения свойств материала требуют перекалибровки параметров роликовой подачи. Разрешение процесса FDM – 250 мкм, что меньше, чем у других методов ПС. Доступные материалы для FDM довольно ограничены. Не могут быть использованы природные полимеры, поскольку материалы должны быть в волокнистой форме и плавиться во время экструзии. Высокая рабочая температура системы препятствует включению биомолекул в скаффолд. Кроме того, осаждённый материал быстро твердеет в форме плотных волокон, что неблагоприятно для образования микропористости. В дальнейшем это приводит к неэффективной неоваскуляризации и прикреплению клеток [221]. 

Для того, чтобы обойти вышеприведённые ограничения метод FDM постоянно модифицируется, приводя к появлению новых вариантов этого метода. Могут применяться пониженные рабочие температуры и волокна - предшественники уже не требуются. Новые варианты этого метода включают прецизионное экструдирующее осаждение (PED) [222], метод осаждения 3D-молекул [29] и прецизионное экструзионное изготовление (PEM) [223].

 

3.2.2. Метод аэродинамического формования 

Аэродинамическое формование в турбулентном газовом потоке или аэродинамическое формование (SBS) – это процесс изготовления волокон, который подразумевает использование двух параллельных концентрических потоков жидкости: полимера, растворённого в летучем растворителе, и сжатого газа, который обтекает раствор полимера, создавая волокна, которые осаждаются в направлении потока газа (Рис. 24,А). Как правило, установки SBS состоят из источника сжатого газа для подачи газа-носителя и шприцевого насоса для раствора полимера (Рис. 24,В). Два потока легко производятся в простом устройстве (Рис. 24,С) или генерируются, используя коммерчески доступный аэрограф (Рис. 24,D).1,2 Метод SBS также позволяет осаждать капсулированные волокна, как на плоские, так и неплоские подложки со скоростью примерно в десять раз больше, чем при традиционном электроспиннинге.2-4 Уникальные свойства метода SBS делают возможным использование нетканых волокнистых материалов в новых областях. Такие материалы используются для широкого спектра областей, включая электронику, фильтрацию и тканевую инженерию. Новые возможности обеспечивают быстрое генерирование биологических образцов и изготовление материалов по заказу.

Рисунок 24. A) Схема для устройства SBS, отображающая концентрические сопла. В) Общая схема процесса SBS с вращающимся коллектором. С) Изображение процесса прямого осаждения волокон поли(стирол-блок-изопрен-блок-стиролового) сополимера при использовании самодельного устройства SBS. Самодельное устройство изготовлено из пипетки на полное выпускание и иглы 18G с плоским наконечником (вставка). D) Коммерческий аэрограф, использованный для SBS.

 

В методе SBS растворитель быстро испаряется до осаждения полимерных волокон на собирающей поверхности. Несмотря на воздействие высоких концентраций такого растворителя, как ацетон, который может быть токсичным, исследования показали, что SBS из ацетона не влияет на жизнеспособность клеток.5 Поэтому, образцы, полученные методом SBS, обладают достаточной биосовместимостью. SBS не подразумевает использование электрического поля и использует простую аппаратуру. Следовательно, метод может быть легко реализован с помощью недорогого, портативного и ручного оборудования.2 При использовании этого метода осаждения материалов на образце SBS позволяет производить послойное осаждение микро- или нановолокон заданной геометрии.

По сравнению с таким широко используемым методом изготовления волокна, как электроспиннинг, SBS содержит меньше технологических требований и параметров. При использовании электроспиннинга полимеры обычно растворяются в высокотоксичных хлорированных или фторированных растворителях, таких как дихлорметан, трифторэтанол или гексафтор-2-пропанол, что позволяет получать более узкие и более однородные волокна благодаря своим относительно высокой диэлектрической проницаемости.6,7 Дополнительное ограничение использования метода электроспиннинга состоит в том, что для облегчения производства волокна нужно прилагать большое электрическое поле.8 Процесс производства волокна обычно медленный, но хорошо управляемый. Скорость осаждения волокон составляет порядка 1мл ч–1.2 Эти факторы ограничивают как коммерческую применимость электроспиннинговых волокон, так и возможность быстрого нанесения волокон путем непосредственного нанесения на образец.9

Метод SBS использует процессы, аналогичные тем, которые используются в промышленных методах производства волокон, что делает возможным его будущее применение при крупномасштабном производстве. Например, в процессе спиннинга из расплава или сухого спиннинга газ подается для охлаждения или испарения растворителя из волокна, соответственно, после экструзии через сопло с помощью насосов. SBS использует сжатый газ для того, чтобы проводить экструзию раствора полимера и вызывать испарение растворителя, создавая полимерные волокна в простом одношаговом процессе. Методы промышленного производства обеспечивают непрерывное массовое производство длинных волокон, используемых в текстильной промышленности. SBS позволяет организовать масштабируемое производство и осаждение в точке и участке использования. Компактным устройством осаждения можно легко манипулировать вручную для того, чтобы осаждать волокна на требуемом участке. Поскольку процесс происходит в спиннинговом устройстве, а растворитель испаряется в пределах рабочего расстояния (обычно 10-20 см, но варьируется в зависимости от летучести растворителя), полимерные волокна осаждаются без необходимости дополнительной сушки, охлаждения, или промывки.

Для некоторых применений были разработаны методы альтернативные методам электроспиннинга и обычным методам промышленного спиннинга. Они включают такие методы, как газоструйный спиннинг, бессопельный центробежный спиннинг, вращательно–струйный спиннинг и флэш-спиннинг. 10-14 Обзоры методов производства волокон включают краткое описание технологии SBS и аналогичных методов.9,15 Растущее количество публикаций по данной теме (Рис. 25), отражает повышенный интерес к этой технологии. В зависимости от области исследования SBS называют «аэроспиннинг» или «аэрография», но эти методы основаны на одних и тех же принципах управления. 

 

Рисунок 25. Количество публикаций по SBS и связанным с ним темам увеличилось после широкой демонстрации возможностей метода в 2009 г.  Данные по 2016 году представлены на сентябрь месяц.

 

Производство волокон методом SBS зависит от молекулярной массы полимера, концентрации и вязкости его раствора и таких параметров процесса, как давление газа и расход раствора полимера. Эти параметры оказывают прямое влияние на важные характеристики, которые делают возможным формирование волокнопроизводящей струи раствора полимера. Соотношения между этими переменными и морфологией и диаметром волокна были изучены эмпирически и теоретически.

 

3.2.2.1. Теоретические основы и моделирование. 

Способность образовывать волокна из струи раствора полимера в первую очередь управляется переплетением полимерных цепочек. Концентрация перекрытий (с*) достигает критической точки, когда полимерные клубки в растворе начинают перекрываться, вызывая переплетения. Когда достигается концентрация перекрытий, раствор полимера становится полуразбавленным и взаимодействие между переплетёнными полимерными цепочками вызывает увеличение вязкости. Оценить с* можно по уравнению для полуразбавленной полимерной среды с хорошим растворителем16:

                                                                     (1)

Аппроксимация среднеквадратичного расстояния между концами цепи〈R2〉для системы полимер-растворитель необходима для расчета концентрации перекрытий, необходимой для формирования волокон (например, как в Уравнении 2).

                                                                           (2)

Эту величину можно определить из коэффициента расширения Флори α, характеристического отношения C, и длины связи l, которые используются для определения отклонений от идеальности размеров полимерной цепочки.18 Также необходимо знать средний молекулярный вес (Mw) представляющего интерес полимера, и число Авогадро (Nа).

Srinivasan et al. ранее использовали концентрацию перекрытия для того, чтобы объяснить формирование волокна в процессе SBS.19 Она также использовалась для того, чтобы определить начало формирования волокна в процессе электроспиннинга, который разделяет параметры концентрации полимера, вязкости раствора полимера и расхода раствора полимера, но не напряженность или геометрию электрического поля.20 Концентрация перекрытия (с*) отражает критическую точку, когда переплетение полимера становится достаточным для того, чтобы стабилизировать струи полимера, преодолевая инерционно-капиллярные силы, приводящие к образованию пузырьков вместо формирования волокна в условиях разбавления (Рис. 26,А).

 

 

Рисунок 26. А) График,  показывающий морфологию поли(метилметакрилата) (РММА), распыленного с помощью SBS при различных концентрациях и молекулярной массе. Расчетная концентрация перекрытия (с*) показана пунктирной линией. Изображения РММА волокон, образованные при высокой молекулярной массе, но малой концентрации перекрытия, полученные сканирующим электронным микроскопом (SEM). Масштабная линия – 50 мкм. В) SEM изображения 50/50 масс.% смесей РММА/1Н,1Н,2Н,2Н-гертадекафтордецил полиэдральных олигомерных силсесквиоксанов (ПММА: Mw = 593 кДа, PDI = 2.69), распыленных с помощью SBS при увеличении концентраций РММА в растворе. Масштабные линии – 50 мкм, 100 мкм и 50 мкм, соответственно.

 

Взаимодействие между силами вязкости, инерционно-капиллярными силами и временем релаксации полимера, которые управляют формированием волокна из струи раствора полимера, может быть представлено двумя безразмерными числами: числом Девора (De, уравнение 3) и числом Онезорге (Oh, уравнение 4).22

 

                                                                    (3)

                                                                    (4)

Экспоненциальный рост вязкости нулевого сдвига (η0), вызванный превышением концентрации перекрытия, приводит к преобладанию вязких сил над инерционно-капиллярными силами, что вызывает образование волокон, описанное в этих исследованиях. Однако, из De также следует, что инерционно-капиллярные силы также должны быть преодолены в части времени релаксации полимера (λ), шкале времени для вязкоупругого поведения раствора полимера. λ увеличивается пропорционально переплетению полимерных цепочек и незначительна для полимеров с Mw менее молекулярного веса переплетения, Ме.23 Это указывает на то, что для того, чтобы образовался раствор, способный формировать волокна, полимер должен иметь минимальный молекулярный вес, Ме. Инерционно-капиллярные силы, представленных знаменателем обоих безразмерных чисел, могут быть изменены варьированием плотности раствора (ρ), поверхностного натяжения раствора (σ) и радиуса сопла (r0).

Исследование влияния молекулярной массы на формирование волокна в процессе спиннинга волокон позволило сделать два дополнительных вывода:  во-первых, полимеры с высокой молекулярной массой могут перерабатываться спиннингом в волокна при концентрациях ниже их концентрация перекрытия. 19 Srinivasan et al. подтвердили значение De для формирования волокон своей оценкой различных растворов полимеров в широком диапазоне молекулярных масс и концентраций полимеров, все из которых были на уровне или ниже с*. Несмотря на то, что Oh было близким для всех растворов, увеличение молекулярной массы поли(метилметакрилата) привело к увеличению λ и, следовательно, к увеличению De. Это увеличение времени релаксации полимера совпало с наблюдаемой увеличения волокноподобной морфологии, завершившемся формированием волокон из раствора полимера с самым высоким молекулярным весом, 2200кДа, с концентрацией с/с*=0,72. Во-вторых, для того, чтобы оценить минимальную концентрацию полимерных смесей, позволяющую выполнять спиннинг, можно использовать увеличение средней молекулярной массы (уравнение 5) с исключением объемной постоянной v, (уравнение 6):21

                                                

                                                                  

(5)

(6)

 

Процесс SBS моделировался, как тонкая струя Ньютоновской жидкости, движущейся в воздухе.24 Выбор Ньютоновской модели предполагает, что вязкие силы превышают инерционно-капиллярные силы, т. е. раствор полимера имеет сравнительно высокое De. Гидродинамическая модель, описанная Sinha-Ray et al., для создания время зависимой модели динамики струи SBS сочетает ряд сохранений масс и импульсов на прямых и возмущенных или «бьющих» участках струи. Учитывая 3D позицию возмущенной струи в турбулентном потоке воздуха, а также изменения концентрации и вязкости вследствие испарения растворителя, эта модель позволяет грубо оценить распределение размеров волокон и приблизительное расположение волокон, осаждённых на движущийся коллектор. Модель умеренно превышает распределения диаметров волокон по сравнению с экспериментальными данными. Продолжая исследовать роль локальной турбулентности в формировании волокна, Lou et al. разработали 2D компьютерную модель динамики жидкости для того, чтобы показать корреляцию морфологии волокна с низкой интенсивностью турбулентности поля скоростей газа.25 Пик интенсивности турбулентности моделируемого поля потока достигал 35 % при давлении газа 20 фунтов на кв. дюйм. Эксперименты подтвердили, что при более высоких интенсивностях турбулентности струи полимера, наблюдались укороченные прямые отрезки, а распределение диаметров волокон варьировались в более широких пределах. Эти результаты подтверждают предположение о рваной морфологии волокон, которая наблюдалась другими группами при очень высоких давлениях газа (58 фунтов на кв. дюйм).26 Оптимальным давлением газа для устойчивого формирования волокон, вероятно, будет давление, которое создает поле потока со скоростями, близкими к началу турбулентного режима.

Эти расчеты указывают на некоторые критические параметры, с помощью которых можно формировать волокна методом SBS. Концентрация перекрытий и время релаксации полимеров являются ключевыми факторами в формировании струи полимера, если принять концентрацию полимера и молекулярную массу в качестве ключевых параметров, влияющих на процесс. Динамическая модель струи полимера указывает на то, что концентрация полимера, расход полимера, расход воздуха и размеры сопла будут влиять на диаметр волокна. Теоретическая значимость таких переменных, как концентрация полимера и расход воздуха оправдывают эмпирические подходы, используемых во многих группах для коррелирования критических параметров с морфологией волокнистых матриксов. 

 

3.2.2.2. Эмпирические исследования

3.2.2.2.1. Концентрации полимера и молекулярная масса

Несколько работ было посвящено исследованию влияния молекулярной массы и концентрации полимера на формирование волокна и его морфологию. Экспериментально подтверждена важная роль, которую играет уравнение 1 (концентрации перекрытия) в обеспечении формирования волокна. С помощью SBS можно формировать волокнистые структуры, которые превышают c* (c>c*), примерно совпадают с c* (c~c*) «узлы-на-веревке» и которые существенно ниже c* (c<c*).19 Молекулярная масса и концентрация поли(метилметакрилата) варьировались в диапазоне, перекрывающем расчетную концентрацию перекрытия (использовались Уравнение 1 и параметры из литературы) для визуализации морфологических изменений посредством сканирующей электронной микроскопии (SEM) (Рис. 26,В). Увеличение концентрации приводило к образованию узлов-на-веревке к морфологическому переходу поли(молочной-гликолевой кислоты) (PLGA).5

Кроме того, эмпирические исследования показывают, что в области с>с* диаметр волокна увеличивается с увеличением концентрации. Для волокон из поли(молочной кислоты)(PLA), полученных методом SBS, увеличение концентрации полимеров от 4% масса/объем до 8% масса/объем создавало распределение волокон с увеличенным средним диаметром.26 Эта тенденция была подтверждена исследованием поли(этиленоксидом) (РЕО) в отдельном исследовании.25 Однако увеличение давления газа уменьшило эффект повышения концентрации.26

 

3.2.2.2.2. Переменные процесса. 

На диаметр волокна влияет только расход раствора полимера при низких давлениях газа.26 Однако низкие и высокие скорости подачи могут вызвать нестабильность струи и засорение сопла, соответственно. Используемые скорости подачи зависят от устройства SBS, но обычно варьируются от 0,02 до 1 мл/мин-1.2,4,26 Несколько исследовательских групп сообщили о фактах засорения сопел и нестабильности струи при субоптимальных условиях эксплуатации 2,5,26,27. Уменьшение диаметра сопла приводит к уменьшению диаметра волокна.25 Увеличение давления газа приводит к более узкому распределению диаметров волокон с пониженной дисперсией и устойчивой морфологией волокон, что является предпочтительным для применений, которые требуют точного диаметра волокна (Рис. 27,А–С). 5,26,28 Однако увеличение расхода газа за пределы оптимального диапазона также может вызвать снижение температуры на устройстве SBS из-за расширения газов. Снижение температуры происходит пропорционально объемному расширению газа-носителя.5 Это может привести к плохому испарению растворителя и слипанию волокон (Рис. 27,С). Наблюдение за стабильной струёй полимера привело исследователей к поиску оптимального набора расходов полимера и давлений воздуха. Большинство SBS устройств работают с потоками полимера при комнатной температуре, однако эта температура может быть увеличена для того, чтобы понизить вязкость раствора полимера или увеличить растворимость полимера.29

Рисунок 27. A–C) Изображения морфологии волокон, созданных методом аэродинамического формования 10 % масса/объем. поли(молочной –со – гликолевой кислоты) в ацетоне при расходах СО2 10 SCFH (A), 13 SCFH (B) и 15 SCFH (C), полученные сканирующим электронным микроскопом. Масштабные линии соответствуют 20 мкм. 

 

3.2.2.2.3. Выбор системы полимер-растворитель

Выбранный растворитель должен быть достаточно сильным для того, чтобы растворять полимер, по крайней мере, до c*. Концентрация полимера в растворе должна быть больше чем c* для того, чтобы было возможно формирование волокна, или даже выше для того, чтобы полностью исключить образование пузырьков. Наконец, молекулярная масса полимера должна быть достаточно большой для создания переплетений между полимерными цепочками, создавая достаточно высокое время релаксации полимера. Удовлетворение этих минимальных критериев обеспечит производство полимерных волокон. При использовании такого растворителя с исключительно высоким или низким присущим поверхностным натяжением, как вода, может возникнуть необходимость рассматривать вклад поверхностного натяжения в капиллярные силы, которые противостоят формированию волокон. Возможно, имеет смысл увеличить испарение растворителя, управляя температурой и влажностью окружающей среды во время SBS или используя большое рабочее расстояние (50 см).25,29 Качество растворителя и скорость испарения также могут влиять на степень кристалличности волокон, образованных методом SBS.30 Содержание таких наполнителей, как наночастицы, может увеличивать вязкость раствора полимера и влиять на морфологию волокон, как описано в предыдущих разделах.31 Это также было продемонстрировано в предыдущих исследованиях элекстроспиннинговых композитных волокон, которые показали, что наполнители могут использоваться для модулирования вязкости растворов полимера, но формирование волокна по-прежнему контролируется удовлетворением требования минимальной концентрации полимера с*.32

 

3.2.2.3. Структура и свойства волокон 

3.2.2.3.1. Морфология

Контроль микроструктуры, морфологии и выравнивания волокон позволяет изготавливать многофункциональные волокнистые материалы, в том числе волокнистые композиты, образцы для тканевой инженерии с повышенным регенеративным потенциалом, и нетканых текстильных материалов с повышенной площадью поверхности и желательными транспортными свойствами.33-36 Технология SBS использовалась для того, чтобы удовлетворить эти потребности путем создания волокон, обладающих уникальной морфологией, с различными особенностями микроструктуры и механическими свойствами. Методом SBS были изготовлены волокна с диаметрами от ~100 нм до более 1 мкм. Выровненные волокнистые матриксы могут создаваться спиннингом на вращающемся коллекторе подобно спиннингу из раствора и электроспиннингу.3 Модулируя концентрацию полимера в его растворе, SBS может использоваться для производства полимерных конструкций с волокнистыми, с бусинками-на-нитке и корпускулярными морфологиями для улучшения таких поверхностных свойств, как повышенная омнифобность.19 Можно управлять пористостью и ветвлением волокон, используя такие  переменные процесса, как концентрация полимера и смешивание полимеров.26,37

SBS и электроспиннинг создают волокнистые матриксы с различными морфологическими характеристиками. Общая пористость (77-95 %) и размер пор (8-17 мкм) образцов, полученных методом SBS, больше, чем у образцов, созданных электроспиннингом аналогичных полимеров (67% и 3 мкм, соответственно).2 Tutak et al. продемонстрировали, что SBS может производить пучки волокон, неоднородную морфологию, которая не связана с электроспиннингом (Рис. 27,А–В). Это наблюдение подтвердили Bolbasov et al., используя сополимер поливинилиденфторид–трифторэтилен (VDF-TeFE).38 Tutak et al. также наблюдали, что SBS производит волокна с более плотным распределением диаметров, чем электроспиннинг, и это наблюдение подтвердили Oliveira et al.39 Локально неоднородный структурный контроль может обеспечить средства для изучения отклика клеток на конкретные трёхмерные  биомиметические структуры, такие как выравнивание фибрилл, которые, как было показано, модулируют миграцию клеток и экспрессию белка в коллагеновых матрицах.40 Для дальнейшего увеличения пористости образца и повышения инфильтрации клеток Medeiros et al. недавно разработали криогенный SBS.41 Этот метод одновременно включает сферы льда в лиофилизированные волокна, создавая макропористые волокна, когда образец раскрывается и лёд тает.

Рисунок 28. Морфология, модуль Юнга, и циклические испытания SBS волокон. А) Пучки волокон, созданные  SBS с 4 масс. % раствора полимера поли (капролактона) (PCL) (80 кДа) в хлороформе. В) Волокна, созданные электроспиннингом 4 масс. % раствора полимера PCL (80 кДа) в 3:1 хлороформ:метанол по массе. С) сравнение кривых напряжение-деформация для PCL (80000 кДа) волокнистых матриксов, изготовленных, используя электроспиннинг и SBS. D) Модуль Юнга для волокнистых матриксов, созданных, используя SBS и электроспиннинговые PCL волокна. Е) Кривые циклического режима напряжение/деформация при различных максимальных значений деформации для поли(стирол-блок-изопрен-блок-стирольных) волокнистых матриксов, изготовленными методом SBS. 

 

3.2.2.3.2. Механические свойства

Механические свойства волокнистого образца могут играть существенную роль при выборе его конечного применения, например, нетканого материала, или такой особенности, используемой для повышения эффективности, как инфильтрация в клетки. Для материала, представляющего интерес, часто уточняют модуль Юнга, деформацию и напряжение при разрушении, полученные из кривой зависимости деформации от напряжения. Однако некоторые  исследования всесторонне изучали механические свойства волокнистых образцов, полученных методом SBS. В одном исследовании сравнивались механические свойства поликапролактоновых (PCL) образцов, созданных технологией  SBS и электроспиннингом, и было обнаружено, что у электроспиннинговых волокнистых матриксов модуль Юнга был выше примерно в 10 раз (Рис. 28,C–D).2 Изображения, полученные методом SEM,  показали повышенное переплетение волокон в электроспиннинговых образцах, что, вероятно, обусловило их большую жёсткость (Рис. 27,А–В). Другие сравнивали механические свойства VDF-TeFE сополимеров, обработанных SBS и электроспиннингом.38 Методом SBS снова были изготовлены матриксы с локальными пучками волокон, в отличие от электроспиннинга, и более низкой прочностью на растяжение. Метод электроспиннинга также можно использовать для того, чтобы выравнивать и организовывать волокна при помощи дополнительного оборудования, такого, как вращающиеся коллекторы или счётные электроды, которые позволяют электроспиннинговой установке создавать близкие локальные ориентации или уровни переплетения.42-45 Блок-сополимерные волокнистые матриксы, изготовленные методом SBS, продемонстрировали заметную упругость и восстановление деформации (Рис. 28,Е).1 Исследования диссипации энергии показали типы разрушений волокнистых матриксов, созданных методом SBS, которые включают перегруппировку волокон, разорванные соединения волокон и индивидуальные деформации волокон.1 Необходимо дальнейшее исследование связи между пучковой морфологией волокнистых матриксов, полученных методом SBS, и их механическими свойствами. Пучки волокон могут быть связаны с турбулентным потоком воздуха вокруг струи полимера и последующей гибкой нестабильностью, которая приводит к выходу нескольких потоков раствора из одного сопла (Рис. 29,А). Много волокон может образовываться одновременно и, таким образом, осаждаться в одной и той же области с выравниванием. Пониженные давления газа могут снизить количество этих нестабильностей (Рис. 29,В–С).46 Волокнистые матриксы с пониженным модулем могут лучше симулировать механические свойства мягких биологических таких материалов, как фибрин (1-10 МПа) или человеческая кожа (0.1–1 МПа).47,48

Рисунок 29. Изображения, показывающие влияние турбулентности на струю полимера, используемого для SBS. А) Высокоскоростная фотография конуса раствора полимера, образующегося на наконечнике устройства SBS. В-С) высокоскоростная фотография, сравнивающая длину прямого участка (в красном квадрате) полимерной струи, созданной SBS при давлениях газа 1,121 атм (В) и 1,363 атм (C). 

 

3.2.2.3.3. Многокомпонентные полимерные волокна. 

Многокомпонентные смеси полимеров  и коаксиальные SBS установки с концентрическими соплами использовались для создания полимерных волокон с четко определенными неоднородными распределениями полимеров. Oliveira et al. использовали смесь РЕО и PLA для изготовления волокон с сердечником из аморфной PLA и оболочкой из полукристаллического РЕО, смешанных в отношении 1:1 (Рис. 30,А).49 Оболочка аморфных полимерных волокон была создана методом коаксиального SBS из поли(метилметакрилата)(РММА) и полиакрилонитрила (PAN), соевого белка и нейлона-6 и пульпы древесной целлюлозы и РЕО.50-52 В последних двух примерах, полимерная оболочка использовалась для стабилизации формирования сердечника волокна, который не мог образоваться в одиночку. Волокна с сердечником и оболочкой с эпоксидными предшественниками или другими заживляющими мономерами, загруженными в сердечник, показали заживляющие свойства и повышенную усталостную прочность.53-55

Смеси полимеров использовались с SBS для того, чтобы регулировать свойства однородных полимерных волокон. Liu et al. смешивали хитозан и поли(виниловый спирт)(PVA) с различным количеством кросслинкера для создания разбухающих гидрогельных нановолокон (Рис. 30,В–С).56 Behrens et al. смешивали PLGA и поли(этиленгликоль)(PEG) в различных пропорциях для того, чтобы настраивать температуры стеклования полимерных волокон, несмотря на то, что это также влияло на диаметр и морфологию волокна (Рис. 30,D–F).57 Содержание PEG также модулирует разбухание и проницаемость смешанных волокон хитозан/PLA.58 Смеси полимеров могут влиять на скорость деградации при использовании полимеров с различными молекулярными массами.37 Смеси полимера с неполимерными добавками, такими, как аморфный фосфат кальция,  модифицированный цирконием, и клеточной молекулой  1Н,1Н,2Н,2Н-гептадекафтордецил полиэдрального олигомерного силсесквиоксана с низкой поверхностной энергией использовались для регулирования поверхностных свойств волокон, изготовленных методом SBS.19,59 Исследовательские группы также использовали метод SBS для того, чтобы изготовить аэрографом волокна с жидкокристаллическими сердечниками и полимерными оболочками путем самопроизвольного разделения фаз в процессе напыления.60

Рисунок 30. Различные многокомпонентные волокна, изготовленные SBS. А) Изображения волокон с сердечником и оболочкой, созданные SBS из смеси 1:1 поли (молочной кислоты) и поли(этиленгликоля) (PEG) при 6% масса/объем  в растворе, полученные методом трансмиссионной электронной микроскопии. В-С) Изображения волокон, созданных методом SBS из смеси 1:1 хитозана и поли (винилового спирта) при  8% масса/объем в растворе  с 7% этиленгликол диглицидил эфирным кросслинкером (по отношению к массе полимера), полученные сканирующей электронной микроскопии (SEM). SEM снимки были сделаны после сушки в вакуумной печи в течение 3 часов (В), и после высыхания с последующим набухания в солевом растворе в течение 8 часов (С). D) волокна, произведенные методом SBS из 10% масса/объем  поли(молочной-со-гликолевой кислоте) (PLGA) в растворе ацетона. Е) волокна, произведенные методом SBS из смеси 10% масса/объем PLGA, 5% масса/объем ПЭГ в растворе. F) Диаметр волокна, созданного методом SBS из 10% масса/объем раствора PLGA возрастает с увеличением содержания PEG смеси.

 

3.2.2.3. Применение технологии SBS и ее инновации

Метод SBS делает возможным портативное, конформное осаждение волокна на любой подложке. Это значительно расширяет количество возможных применений технологий на основе нановолокон. Ранее список возможных мишеней для осаждения волокон имел ограничения, обусловленные методом: для метода электроспиннинга требуется высокое напряжение и электропроводящяя мишень, в то время как производственные процессы требуют громоздкого оборудования. В результате, были проведены значимые исследования, использующие технологию SBS, которые изучали процесс прямого распыления мишени, в частности, на биологические подложки. Следующее обсуждение прольёт свет на эти направления использования, их развитие или интеграцию в традиционные методы, используемые в своей области, будет обсуждено их значение и будущее развитие.

 

3.2.2.4. Биомедицинские применения полимерных волокон 

Полимерные волокнистые матриксы, изготовленные методом SBS, являются пористыми, что делает их идеальными для использования в качестве матрикса для клеток. Волокнистые матриксы разработаны для поддержания пролиферации, дифференцирования и инфильтрации клеток. Метод SBS позволяет создавать нановолокнистые матриксы, позволяющие культивировать стромальные клетки человеческого костного мозга (hBMSCs)2. Пористость и размер пор матриксов, полученных по технологии SBS, облегчают инфильтрацию клеток. Прямое сравнение hBMSCs,  культивированных на аэро- и электроспиннинговых матриксах показало, что hBMSCs, культивированные на аэроспиннинговых матриксах, проникали на 78,75+18,46 мкм, гораздо глубже, чем на электроспиннинговых (34,75+8,77 мкм).59 Пролиферация и дифференцирование мезенхимальных стволовых клеток (MSC) также измерялись на VDF-TeFE матриксах, изготовленных SBS и электроспиннингом.38 MSCs дифференцировали в повышенную фракцию пролиферативного фенотипа при культивировании на матриксах, полученных методом SBS, и произвели больше клеток (Рис. 31,А–С). Было показано, что полимерные нановолокнистые матриксы увеличивают активность клеточной пероксидазы и влияют на позиционирование органелл по сравнению с полимерными пленками такого же состава.61 SBS также использовались для изготовления PLA имплантатов, содержащих дикальций фосфат с дигидратным наполнителем.62 Было показано, что эти имплантаты онкологически безопасны, поскольку они не стимулируют рост опухоли, смежной с имплантатом.

Метод SBS может использоваться в тканевой инженерии и регенеративной медицине ввиду универсальности конформного осаждения. Заживляемые раны и дефекты тканей, требующие замены, имеют различные размеры и геометрию, что делает необходимым изготовление адаптируемых материалов для клинического развития этих областей. Кроме того, на развитие  тканевой инженерии как области науки, тратятся значительные ресурсы для разработки таких систем для изготовления материалов на заказ, как 3D-принтеры и инжектируемые гидрогели.63 SBS может удовлетворить часть этих требований, обеспечивая своевременное осаждение полимерных волокон.5 SBS также позволяет использовать различные добавки, которые, как было показано, повышают регенеративный потенциал, например, остеогенный аморфный фосфат кальция, модифицированный цирконием.59 Наночастицы биоактивного стекла также используются в качестве добавки в SBS матриксы и доставляются методом взрывного высвобождения.41 Токсичность растворителя была серьезным недостатком электроспиннинга волокнистых матриксов. Решение этой проблемы заключалось в использовании расплава полимера при электроспининге.64 SBS, по существу, решает эту проблему, испаряя растворитель полимера: при распылении ацетона с расстояния 10 см прямо в чашки культуры клеток было установлено отсутствие цитотоксичности, как во время осаждения волокна, так и без него.5 Процесс SBS может должен асептически в стерильной среде.65

Прямое осаждение волокон  наилучшим образом подходит для применения в медицине, где могут быть использованы свойства метода SBS, делающие его особенно биосовместимым: низкая токсичность, высокая пористость и совместимость с биодеградируемыми материалами. SBS используется для того, чтобы наносить поли(стирол-b-изобутилен-b-стирольные) (SIBS) микроволокна с введёнными лубрикантами, которые могут противостоять тромбозу и прикреплению бактерий с низкой цитотоксичностью, напрямую на медицинские изделия.66 Добавление силиконового масла предотвращает адгезию клеток крови (Рис. 31,D–Е). Ряд перспективных биодеградируемых и абсорбируемых полимеров, ранее используемых в продуктах, одобренных Управлением США по продуктам питания и лекарствам, изготавливались по технологии SBS (Таблица 1). Первоначальное изучение PLGA волокон для биомедицинских применений показало отсутствие токсичности при использовании процесса SBS; гидролитическую деградацию волокон, ведущую к морфологическим изменениям; взаимодействие между нановолокнами и кровью; отложения в резекции свиных лёгких; анастомоз кишечника; повреждения печени и диафрагмальную грыжи.5 Прямое конформное осаждение методом SBS коммерческим аэрографом позволило произвести полное покрытие тканей полимерными волокнами (Рисунок 8F), которые перешли на адгезивную плёнку для использования в качестве хирургического герметика (Рисунок 8G).57 Полимерные волокна, также создавались методом SBS для повышения антибактериальной активности при использовании биополимеров, смеси PLA/ поливинилпирролидона (PVP) и хитозан/PLA/PEG, загруженных антибактериальными добавками. 56,67,68 Управляемая доставка лекарств была достигнута, используя наноструктурированные мембраны и волокна содержащие сердечник и оболочку.69,70 Десорбция определялась, как сдерживающий фактор при высвобождении гидрофобного лекарства, а такие порогены, как PEG , использовались для регулирования скорости высвобождения.71 Электрохимический биосенсор глюкозы и датчик ионов металлов для питьевой воды получили свое развитие благодаря волокнам, спинингованных из смеси PLA и углерода.72,73

Рисунок 31. Применения биоматериалов, изготовленных по SBS. А–С) Изображения флуоресцентной микроскопии, показывающие MSCs, культивированные на плоской контрольной поверхности культуры клеток (А), поливинилиденфторид трифторэтиленовые сополимерных (VDF-TeFE) волокнах, созданных электроспиннингом (В) и VDF-TeFE волокнах, полученных методом SBS (C). Масштабные полоски представляют 100 мкм. D–E) Изображения сканирующей электронной микроскопии с полевой эмиссией (FESEM), показывающие клетки крови и тромбоцитов, прикреплённые к поли(стирол-b-изобутилен-b-стирольным) (SIBS) волокнам (D) и SIBS волокнам, пропитанным силиконовым маслом, (Е) после инкубирования с цельной кровью. Масштабные полоски представляют 10 мкм. F) кишечный анастомоз, покрытый в волокнах, созданных методом  SBS из смеси поли(молочной-со-гликолевой кислоты) (PLGA) и поли(этиленгликоля) (PEG) . G) кишечный анастомоз через 2 минуту после покрытия, показывающий тепловой переход PLGA- PEG волокон. 

 

Таблица 1. Биодеградируемые полимеры и комбинации растворителей, используемых для аэродинамического формования.

Полимер

Растворитель

Концентрация

(% масса/объем)

Давление газа

(фунт/кв. дюйм)

Ссылки

PCL

Хлороформ

8

35

2

PCL

Хлороформ/ацетон

Хлороформ/метанол

6

35, 29 - 58

2,26

PLGA 

ацетон

10

Не определено

5

 

3.2.2.4. Будущие направления метода аэродинамического формования

Технология SBS открывает возможности для широкого исследования нановолокон, описанных в литературе, полученных при использовании метода электроспиннинга. У SBS меньше ограничений, чем у электроспиннинга. Поскольку формирование волокна не управляется электрическим полем, отсутствует влияние  электропроводности полимерного раствора на диаметр волокна, и, следовательно, нет необходимости в использовании высокотоксичных фторированных растворителей. Далее, простое оборудование, используемое в процессе SBS, позволит исследователям изучить новые применения для нано- и микроволокнистых материалов. SBS позволяет легко создавать конформные покрытия, текстиль и материалы с заказанной геометрией, используя масштабируемый самодостаточный процесс, поскольку эти материалы могут осаждаться по требованию. Это необходимая инновация для таких перспективных областей, как носимая электроника и медицинские материалы.92,93

Прямое осаждение на живые ткани требует дальнейшего исследования как метода для создания биологических матриксов, особенно с учетом различий в морфологии волокон, наблюдаемых между электроспиннингом и SBS. Предыдущие исследования продемонстрировали жизнеспособность клеток, осажденных аэрографом.94,95 Такие важнейшие параметры, как концентрация полимера, вязкость раствора и метод напыления могут повлиять на жизнеспособность клеток, но не прерятствуют одновременному осаждения клеток и материала.96 Такие биологические материалы, как коллаген и шелк, заслуживают дальнейшего исследования как материал-источник для технологии SBS, учитывая их выдающиеся механические свойства, особенно если их можно спиннинговать в их естественном сложенном состоянии и потом использовать для изготовления недорогих биомиметических материалов.97 Ряд биологических материалов был переработан в волокна, используя  SBS, включая соевый белок, белок саркоплазмы рыб и ацетата целлюлозы (Таблица 2).52,98,99 Модифицировав метод SBS, будет возможно позволить проводить спиннинг из новых растворителей, таких как вода или диметилкарбонат, и осаждать клетки (Рис. 32,А–В).29,65,100

Таблица 2. Биополимеры и комбинации растворителей, используемых для аэроспиннинга.

Полимер

Растворитель

Концентрация

(% масса/объем)

Давление газа

(фунт/кв. дюйм)

Ссылки

Альбумин бычьей сыворотки/поли (виниловый спирт)

Вода

10/10

29

98

Целлюлоза

LiCL/диметилацетамид (DMAc)

2

36

50

Целлюлоза/Поли (этилен оксид)

LiCL/(DMAc)

2/10

36

50

Ацетат целлюлозы /полиацетонитрил

N,N - диметилацетамид (DMF)

5/5

29

98

Хитозан /поли (виниловый спирт)

Муравьиная кислота

3,2/3,2

72

56

Белок саркоплазмы рыб /найлон-6

Муравьиная кислота

1,75 – 17,5/

1,75 – 17,5

60

99

Лигнин

Муравьиная кислота

5 - 14

29

98

Гидроксипропил метилцеллюлоза/ поли (молочная кислота)

Трифторэтанол

9

80

67

Серицин шёлка / нейлон - 6

Муравьиная кислота

12/12

29

98

Соевой белок / нейлон - 6

Муравьиная кислота

9/14

Не определено

52

Зеин / нейлон - 6

Муравьиная кислота

9/22 – 11-13

29

98

 

SBS позволит исследователям разработать материалы, которые можно будет вывести на коммерческие рынки. Для широкого применения нановолокнистых материалов необходимы масштабируемость и безопасность.9 Помимо простого преимущества в мобильности из-за того, что SBS может осаждать волокна на любые мишени, SBS - это более экономичный и быстрый метод создания нановолокон, чем электроспиннинг.2 При использовании аэрографа с самотечным или сифонным питанием расходы сводятся к минимуму, тогда как скорость осаждения почти в 10 раз больше, чем при электроспиннинге. Различные исследовательские группы увеличили масштаб процесса, используя нескольких сопел 27,101 и решёток 65 (Рис. 32,С). Mahalingam et al.  объединили SBS  с центробежным спиннингом для повышения производительности 102. Проблемы безопасности, связанные с использованием токсичных растворителей, также могут быть минимизированы использованием летучих растворителей с ограниченной токсичностью, которые испаряются, не успевая накопиться на поверхности коллектора волокон. SBS также может быть адаптирован для спиннинга различных типов полимерно-композитных смесей и смесей полимерно-композитных прекурсоров (Таблица 3). Это позволяет проводить экономически эффективное производство функциональных нетканые материалов, которые могут иметь повышенную прочность или обеспечивать оптическую реакцию на внешние стимулы.103

Требуются дальнейшие исследования по изучению основных параметров,  управляющих формированием SBS волокон. Очевидно, что множество факторов, такие как концентрация полимера и давление газа, влияют на диаметр и морфологию волокна, однако влияние скорости испарения растворителя, молекулярной массы полимера, полимерных смесей и добавки в раствор, а также тип сопла требуют дальнейшего исследования. Важно также выявить различия между вариациями метода SBS.104 Исследование хорошо изученных методов спиннинга  волокон, сходные с SBS могут дать представление о том, как ответить на эти вопросы.9

Рисунок 32. Будущие направления для исследований SBS. (А–В) Изображения нановолокон, созданных при SBS из 15% раствора поливинилпиролидона в фетальной бычьей сыворотке напылённой без (А) и с (Б) клетками мышиного почечного эпителия в растворе (С). Многосопловой процесс SBS, с использованием фильеры с 41 соплом на ряд и 8 рядами.

Таблица 3. Полимерно-композитные смеси, использованные для аэроспиннинга 

Полимерно - композитная смесь

Растворитель

Концентрация

(% масса/объем)

Давление газа

(фунт/кв. дюйм)

Ссылки

AlCl3∙6H2O/частицы оксид кремния/PVA

Вода

15/2/.4

1-10

86

Al(NO3)∙9H2O/Si(OC2H5)4/PVC

THF

N/A/10

40

88

PCL/аморфный кальций фосфат, модифицированный цирконием (Zr-ACP)

Хлороформ

4/0-20

30-40

59

PLA/углеродные нанотрубки

Хлороформ /ацетон

6/0-3

58

72

PLA/нанобиоактив-ное стекло 

Диметил карбонат

3-13/4-8

20

41

PLA/Zr-ACP 

Ацетон

8/0 -20

30 - 40

59

PMMA/Zr-ACP 

Ацетон

10/0 - 20

30 – 40 

59

PVP/ZrOCl3 

Вода

2-5 /9 - 15

6 -17

87

PVP/YBCO 

Метанол / уксусная кислота / пропионовая кислота

4/11

19

89

 

 

3.3. Биопринтинг

Проблемы современной технологии тканевой инженерии можно суммировать следующим образом:

  • Ручные манипуляции, не автоматизированные или роботизированные
  • Лабораторный масштаб, не промышленный
  • Простые 2D ткани, нет 3D сложных органов
  • Отсутствие упорядоченной микроструктуры ткани и отсутствие адекватной прочности. 

Биопринтинг, также известный, как принтинг органов, использующий метод аддитивного послойного изготовления является быстро развивающейся технологией. Эта технология способна обойти вышеприведённые ограничения традиционной ТИ, основанной на твёрдых скаффолдах. Конечная цель биопринтинга – создать трёхмерные васкуляризированные живые человеческие органы, которые функциональны и пригодны для клинической имплантации. Главные достоинства технологии биопринтинга включают:

  • Масштабируемое воспроизводимое массовое производство продуктов тканевой инженерии;
  • Точное 3D позиционирование различных типов одновременно доступных клеток;
  • Могут создавать и культивировать ткани с высоким уровнем плотности клеток;
  • Позволяет васкуляризироваться толстым тканевым конструкциям;
  • Принтинг / распределение клеток in situ

 

3.3.1. 3D принтинг для многомасштабного производства 

3D принтинг - это процесс послойного синтеза, используемый для построения трёхмерных структур по  компьютерной (CAD) модели слой-за-слоем. Разработанный в 1980 гг. [43], 3D принтинг обладает способностью создавать уникальные структуры, которые нельзя изготовить традиционными методами формования или субтрактивной обработки. Разработка технологий 3D визуализации, таких как 3D сканирование, позволяет нам получать трехмерные топологические данные, которые точно воспроизводят трёхмерный объект, и позволяют получать устройства на неплоских подложках [44—46]. 

3D принтинг связан с методами, основанными на свете или чернилах [47]. Методы, основанные на свете, используются в таких процессах, как УФ вулканизация [43,48,49] и двухфотонная полимеризация [50]. Принтинг на основе чернил может быть осуществляться экструзионным принтингом, струйным принтингом [51] и электро-гидродинамическим принтингом [52]. 3D принтинг на основе экструзии – это особенно интересная подгруппа послойного синтеза, в которой материалы экструдируются через фильеру [47,53-57]. Эта платформа очень универсальна, доступна [58] и может быть легко расширена и позволяет использовать многие материалы [59-61]. Более того, в отличие от других методов принтинга, таких как струйный принтинг (где типичная вязкость ограничивается примерно 2-102 МПа с [51]), 3D принтинг на экструзионной основе способен использовать широкий диапазон материалов с вязкостями до 106 мПа и с несопоставимыми свойствами [47,61]. Адаптивность метода позволяет испоьзовать различные классы материалов и продуктов, охватывающих широкий диапазон: наноматериалы [61,62], волокна [63], клетки [64,65], ткани [66], органы [55,67], керамику [68,69], металлы [70] и такие полимеры, как эластомеры [59,60,71], гели [34,72,73] и биоматериалы [55,74,201]. 

Наноматериалы представляют новые строительные блоки в наборе инструментов функциональных возможностей, предоставляемых 3D принтингом. Как предложил Роберт Фейнман в 1959 г.  [75], сборка материалов снизу вверх стала важной стратегией сборки для наномасштабных материалов [76], с использованием масштабированных синтетических методов [77—81]. Функциональные наноматериалы могут диспергироваться в растворах для того, чтобы образовать чернила, обрабатываемые в растворе, как показано на Рис. 33,A, которые могут быть экструдированы из фильеры для создания микромасштабных особенностей (Рис. 33,B),  соразмерные с типичным масштабом биологических объектов. Наконец, совместный принтинг наноматериалов с “мягкими”, структурными и/или биологическими конструкциями позволяет получать трёхмерные, макромасштабные функциональные устройства произвольной формы, как показано на Рис. 33,C. Таким образом, 3D принтинг на основе экструзии обеспечивает перспективную платформу для совмещения различных материалов и функциональных возможностей. 

 


3.3.2. 3D принтинг пространственно-временных биомолекулярных градиентов 

Рисунок 33. Многомасштабный многоматериальный 3D принтинг.(A) Функциональные наноматериалы могут диспергироваться в растворе образуя чернила, обрабатываемые в растворе.(B) Потом чернила используются для 3D принтинга на микромасштабе посредством экструзии из соответствующей фильеры. (C) Трёхмерный совместный принтинг различных классов материалов позволяет создавать макромасштабные функциональные устройства.

 

Способность имитировать динамическую микросреду, окружающую клетки в естественных тканях имеет решающее значение для создания биотических/ абиотических границ раздела,  находящихся в бионических системах [151-153]. Действительно, на жизнедеятельность клеток влияют многочисленные молекулярные факторы и взаимодействия, которые требуют тщательного контроля для регенерации функциональных тканей [154,155]. Для того, чтобы достичь такого контроля, инжиниринговые матриксы в идеале должны быть способны генерировать мультиплексные пространственно-временные молекулярные градиенты. Обширные исследовательские работы по инжинирингу таких матриц привели к созданию ряда перспективных методов для генерирования и управления молекулярными градиентами (Рис. 5). В целом, эти методы можно разделить на статические 3D методы (Рис. 6А), где фиксируется запрограммированный градиент, и динамические 4D методы (Рис. 6В), где сканирование градиента перепрограммируется пользователем. Более глубокое обсуждение этих методов представлено в [151, 155,156].

 

3.3.3. Статический 3D принтинг градиентов 

Самый простой способ создания гидрогелевого скаффолда со статическим биомолекулярным градиентом осуществляется посредством прямой пространственной локализации биологических факторов в гидрогеле. При таком подходе, после того, как был генерирован пространственный градиент, временное постоянство градиента основывается исключительно на диффузии биомолекул в гидрогель, которая обычно является функцией размера и химического состава биомолекул, плотности поперечных связей, водной фракции гидрогеля и молекулярных взаимодействий между биомолекулами и гидрогелевым полимером. Скаффолды с такими градиентами могут быть изготовлены путём последовательного осаждения гидрогелей, содержащих различные концентрации разных биомолекул. Эта стратегия совместима с методами принтинга, основанными как на экструзии, так и на обработке светом [157]. Созданные сравнительно простые градиенты обычно сохраняются в течение нескольких дней. Для приложений, где требуются градиенты большей продолжительности (от недель до месяцев), требуется использовать стратегию иммобилизации биомолекул на гидрогеле полимера.

Альтернативной стратегией создания градиентов в гидрогеле является приложение градиента после формирования гидрогелевого скаффолда. Общий подход к этому – струйный принтинг растворов биомолекул на гидрогелевую подложку [158-162]. Когда капля раствора ударяется о поверхность гидрогеля, она быстро впитывается и биомолекулы локализуются в 2D следе капли. Массивы градиентов могут быть созданы путем распределением различного количества капель на одной и той же площади. Точное управление объемом капель во время струйного принтинга позволяет исследователям создавать градиенты с точной концентрацией и различными профилями. Вариант этого метода разработали Nuzzo et al. [163]. Используя мягкий контактный принтинг микрожидкостной сети с проницаемой мембраной, они продемонстрировали передачу принтингу сложных градиентов на гидрогелевой подложке. Хотя эти методы чаще всего используются с плоскими гидрогелевыми подложками, их можно легко интегрировать с методами изготовления гидрогелевых скаффолдов произвольной формы методом струйного или переводного принтинга градиентов в выбранных слоях гидрогеля во время процесса изготовления.

Простота непосредственного включения градиентов в гидрогель сделала этот подход широко используемым, особенно в области фундаментальных исследований, в которых изучается эффект конкретного градиента на поведение клеток. Однако, недостатком является отсутствие управления за временным развитием градиента и громоздкой структурой включённых мультиплексированных градиентов. Микро/наночастицы, загруженные с биомолекулами, представляют  универсальный подход к доставке мультиплексных градиентов с дополнительным управлением кинетики высвобождения [164,165]. Хотя такие частицы могут быть получены различными методами и из различных материалов, чаще всего они изготавливаются из биодеградируемых полимеров, используя метод двойного эмульгирования или коацервации [166]. Частицы могут эффективно нагружаться различными биомолекулами сохраняя при этом свои функции [167].

Синтезирование частиц, нагруженных различными факторами, и локализация их в матрице гидрогеля может привести к генерации мультиплексных пространственных градиентов. Кинетика высвобождения нагруженных веществ может регулироваться управлением свойствами частиц (например, диаметр, толщина оболочки, пористость и т. д.). Однако, пространственно-временной контроль над градиентами обычно грубый, поскольку как большинство масштабируемых методов синтеза частиц приводит к высоко полидисперсным популяциям. Часто требуется тонкое управление высвобождением доз, и последние научные исследования фокусируются на управлении кинетикой высвобождения. На данный момент, многие группы разработали микрожидкостные методы для синтеза монодисперсных частиц с высокой степенью управления свойствами частиц [168,169]. Такие монодисперсные частицы сначала могут быть синтезированы и собраны, и потом должны быть внесены в чернила для 3D-печати. В настоящее время, усилия исследований по разработке фильер для микрожидкостного принтинга продемонстрировали принтинг одной фильерой многих материалов с различными механическими свойствами, но с дополнительной возможностью для создания дискретных или ступенчатых границ раздела материалами [60].

В [62] разработали альтернативную стратегию 3D-принтингу массивов высоко монодисперсных капсул (Рис. 36,А). Во-первых, водные сердечники печатаются на гидрофобной подложке. Сердечник инкапсулируется дозированием биосовместимого полимерного раствора, который быстро испаряется, оставляя твёрдую полимерную оболочку. Универсальностью этого подхода является возможность точно дозировать мультиплексные массивы по большими площадями с точным контролем над составом сердечников и толщиной оболочки. На Рис. 34,В изображен «тигр», состоящий из 4000 красных и синих сердечников с шагом 400 мкм. Рядом находится оптическое изображение массива градиента рН, генерированного принтингом различных объемов кислотных и основных чернил. Цвет каждой капли - это индикатор рН (м-крезол пурпурный). Толщина оболочки капсул изменялась регулированием концентрации полимера. Таким образом, авторам работы удалось осуществить управление кинетикой пассивного высвобождения пероксидазы хрена (HRP) из сердечника капсулы.


Рисунок 35. (A) Схема, показывающая принцип 3D-печати для создания чувствительных капсул, которые могут быть выборочно разрушены с целью выпуска полезных веществ в ответ на оптическую стимуляцию. Введение золотых наностержней в оболочки позволяет разрывать капсулы при воздействии лазером с длинами волн, определяемыми длинами включенных в них наностержней. (В) Оптические изображения сложных капсульных матриц, включая напечатанного «тигра» и массив градиента pH с разными цветами индикаторного красителя (С) Запрограммированное разрушение и высвобождение HRP из капсулы селективным лазерным воздействием [62].

Основным достоинством пассивных 3D-методов генерирования биомолекулярных градиентов является их применимость к широкому спектру биомолекул и гидрогелей. Например, обычно не требуется химическая модификация биомолекул и гидрогелевых полимеров. Ограничением, однако, является то, что временная эволюция градиента, в конечном счете, управляется только диффузией биомолекул через матрицу или оболочку гидрогеля. Это ограничивает возможности настроить временной отклик, особенно в случае мультиплексных градиентов. Более привлекательной альтернативой является использование специальных средств с целью точного управления за временем вещества высвобождения и ориентацией в пространстве. 

Рисунок 36. Принципы 3D-принтинга для создания градиентов в макроскопических структурах. (А) Принцип эмульсионного принтинга для создания в 3D- гидрогелевых матриц (наружный диаметр цилиндра -8 мм; длина ребра куба- 10 мм) мультиплексных массивов капсул, чувствительных к воздействиям[62]. (В) Прямой принтинг сосудистой сети в сыпучих средах [177]. (С) Углеводное стекло для сосудистой сети. После того, как заливается гелевая матрица, скаффолд  растворяется, оставляя за собой открытые каналы (масштабные линейки составляет 1 мм, слева; 2 мм, справа) [179]. (D) Использование летучих чернил для создания микрожидкостных каналов в гидрогеле. После формирования каналов, краска удаляется посредством понижения температуры для ожижения летучих чернил [178].

 

3.3.4. Динамический 4D принтинг градиентов 

Включение в биомолекулярный градиент селективного элемента, чувствительного к различного рода воздействиям, может обеспечить дополнительный уровень управления его временным развитием. Концепция управляемого высвобождения, чувствительного к  воздействиям, была тщательно изучена с целью использования в области доставки лекарств. Были разработаны капсулы, наночастицы, и гидрогели, которые высвобождают химическую нагрузку (вещества) в ответ на широкий спектр внешних воздействий, таких как свет, тепло и магнитные поля, или внутренних биологических воздействий, таких как pH, температура и передача биомолекулярных сигналов [170-173]. Основное достоинство чувствительности к воздействиям при доставке лекарств является способность специфической доставки лекарств в пораженные клетки и ткани, тем самым минимизируя побочные эффекты из-за взаимодействий со здоровыми тканями и клетками. В тканевой инженерии и создании бионических устройств, основным достоинством управляемого высвобождения, чувствительного к воздействиям, является возможность перепрограммирования градиентов в ответ на изменения в росте дифференцировании и/или миграции клеток.

Новые неустойчивые химические линкеры использовались для структурирования и высвобождения биомолекул из полимерных каркасов в ответ на внешние вздействия. Чаще всего, фотолабильный линкер используется для того, чтобы связывать биомолекулы с гидрогельным полимером [174]. При воздействии определенной длины волны света, линкер деградирует и биомолекула становится растворимой. Градиент может быть создан либо из растворимой, либо из нерастворимой фракции биомолекул в зависимости от активности конкретной системы. Пространственное структурирование может быть достигнуто освещением через фотошаблон, или, используя двух-фотонной ответ, где линкер деградирует только в высоко сфокусированной области лазерного луча. В то время как этот метод обеспечивает превосходное пространственно-временное управление, селективное мультиплексное высвобождение требует технологических ортогональных линкеров для каждого молекулярного фактора, который будет высвобождаться, что может стать серьезной технической проблемой. Кроме того, активность многих биомолекул может уменьшаться за счет ковалентного связывания.

В [62] была продемонстрирована новая, селективно-фоточувствительная система, использующая платформу капсул, полученную 3D принтингом. Для того, чтобы сделать капсулы фоточувствительными, авторы нагружали оболочки золотыми наностержнями. Длины волны LSPR наностержня сильно зависит от его длины. В ответ на световое воздействие при длине волны LSPR, эти наночастицы быстро нагреваются, расплавляют полимерные оболочки, так, что капсулы разрушаются, быстро высвобождая загрузку. Рис. 7С показывает высвобождение пероксидазы хрена из 2D печатных капсул, которые были разрушены. В этой системе, может легко достичь селективного мультиплексного высвобождения, поскольку для того, чтобы инкапсулировать биомолекулы требуется нековалентная модификация, и можно регулярно получать в больших количествах золотые наностержни с разными длинами волн LSPR. 

Включение напрямую микрожидкостных каналов в гидрогели, предоставляет возможность подачи раствора биомолекул через гели, как ещё одну стратегию для создания динамических градиентов [175,176]. Градиенты могут создаваться двумя способами. Во-первых, градиент может генерироваться диффузией биомолекул из микрожидкостного канала в гидрогелевый матрикс. Во-вторых, поток нескольких растворов через проектный генератор градиента может создавать точные градиенты внутри канала. Это обеспечивает создание стационарных градиентов, которые могут сохраняться в течение длительного периода времени. Кроме того, концентрации растворов могут быстро изменяться для точного контроля временной доставки биологических факторов. Однако, для мультиплексных градиентов требуется несколько независимых сетей и обширная прокачка и специальная обработка жидкости. Таким образом, этот подход, более пригоден для формирования сосудистой сети, постоянно поставляющей питательные вещества и удаляющей отходы из ткани, чем в качестве средства генерирования переходных градиентов биомолекул, которые могут управлять жизнедеятельностью клеток на местном уровне.

 

3.3.5. 3D гибридные системы с динамическими градиентами 

Давней проблемой в тканевой инженерии является включение динамических градиентов в макромасштабные скаффолды. Существенным препятствием для достижения этой цели являются проблемы, присущие многоматериальному 3D- принтингу. Капсулы, чувствительные к воздействиям, и микрожидкостные сети – это подходы для генерирования динамических градиентов, которые нуждаются в новых материалах и процессах для того, чтобы быть совместимыми с 3D-принтингом. Для того, чтобы осуществить 3D-принтинг сложные массивы капсул, чувствительных к воздействиям, был разработан новый тип чернил на основе водно-масляной эмульсии [62,177—179]. Эмульсионные чернила готовились высокоскоростным диспергированием водных растворов биомолекул в раствор неполярных полимеров. Потом чернила  на эмульсионной основе печатаются прямо на тонкий слой водного гидрогеля. Будучи напечатанным, растворитель быстро испаряется, оставляя после себя отвердевшую капсулу, запечатанную в гидрогеле. Таким образом, гидрогель и капсулы могут легко печататься послойным образом для создания сложных 3D-иерархических программируемых массивов капсул. Поскольку процесс 3D-принтинга основан на цифровом программном управлении, можно построить рационально спроектированные структуры. Например, на Рис. 36,А показывает оптическую фотографию полого гидрогелевого цилиндра, содержащего чередующиеся слои красных и синих капсул в стенке цилиндра, и два перевернутых пирамидальных массива капсул впечатанных в твердый гидрогелевый куб.

Примеры изготовления микрожидкостных сетей произвольной формы в макромасштабных гидрогелевых скаффолдах продемонстрированы [177-179]. Главная проблема при 3D принтинге микрожидкостных сетей состоит в том, что чернила и гидрогелевые скаффолды не могут печататься послойным образом, поскольку это не позволит обеспечить непрерывные каналы в Z-направлении скаффолда. Bhattacharjee et al. продемонстрировали использование гранулированной гелевой среды, в которой можно печатать очень сложные непрерывные 3D-каналы (Рис. 36,В) [177]. 

В отличие от предыдущего примера, другой подход к созданию микрофлюидных сетей впервые включает принтинг чернил в форме требующейся сети. Потом, вокруг затвердевшей сети осаждается скаффолд. Наконец, после того как затвердеет скаффолд, сеть удаляется. Miller et al. продемонстрировали такой подход, используя в качестве чернил стекло на углеводной основе (Рис. 36,С) [179]. Углеводное стекло печатается в расплавленном состоянии и ему позволяют остыть и затвердеть. Как только гелевый скаффолд разливается и затвердевает, углеводное стекло растворяется в воде. Ключевым достоинством этого является совместимость чернил с широким диапазоном гидрогелевых полимеров. В другом аналогичном примере, Kolesky et al. использовали гелеобразование чернила с обратной температурной чувствительности для создания 3D микрожидкостных сетей (Рис.36,D) [178]. Так чернила (Pluronic® F-127) и гидрогелевый скаффолд (желатин метакрилат) полностью желируются между 4 и 22 °С. F-127 ожижается ниже 4 ° С, тогда как желатин становится жидкостью при температуре выше 22 °С. Таким образом, для создания микрофлюидной сети F-127 сначала печатается в форме каналов при температуре выше 4 °С. Затем, при температуре выше 22 °С  вокруг сети F-127 заливается жидкий желатин и охлаждается, и  затвердевая. Наконец, температура опускается ниже 4 ° С для разжижения F-127, оставляя каналы в желатиновом скаффолде. Эти примеры показывают огромное разнообразие материалов и процессов, которые могут быть использованы для создания систем с динамическими и сложными биомолекулярными градиентами. 

 

3.3.6. Анатомический дизайн, полученный 3D принтингом 

На сегодняшний день биологические системы, полученные 3D-принтингом, рассматриваются с трех основных ракурсов проектирования, которые включают: (1) анатомическое проектирование, (2) механическое (физическое или топологическое) проектирование и (3) биохимическое проектирование. Анатомическое проектирование включает в себя разработку 3D-печатных материалов и устройств, которые соответствуют присущим анатомическим структурам, имитируя их 3D геометрию. Самые ранние работы с анатомическими биологическими системами, полученными 3D принтингом, проходили форме технологических изысканий для регенерации черепно-лицевой кости. В одном из таких исследований, изображения спиральной компьютерной томографии (СТ), полученные из сухой челюсти, использовались для создания результирующий 3D моделей для печатных скаффолдов [180]. Показано, что погрешности в размерах анатомических деталей (нижней челюсти), полученных 3D принтингом, варьировалась примерно от 1-3% в зависимости от используемого метода принтинга. В последнее время, анатомическое проектирование 3D печатных биологических систем расширилась и включает: (1) сердечную ткань [181], (2) нервные скаффолды [64], (3) васкуляризированные костные трансплантаты [182] и (4) искусственную кожу [183].

Анатомические структуры включают внешние и внутренние ткани и органы, размер которых варьируется от микронного до сантиметрового масштаба длин. Например, как показано на Рис. 37,А, 3D-принтингом изготовлены биомиметический протез трехстворчатого клапана, из гидрогеля из метакрилатированных гиалуроновой кислоты и желатина, нагруженные интерстициальными клетками аортального клапана человека [181]. Другой пример анатомического проектирования был продемонстрирован в виде анатомических путей регенерации нервов, созданных 3D-принтингом. Как показано на фиг. 8В, 3D-модели, созданные структурированным световым сканированием нервной ткани позволили регенерировать сложные разветвления периферических нервов у крыс [64]. Дополнительно  к 3D принтингу скаффолдов сердечной и нервной ткани, имеются определенные достижения в области 3D-принтинга костной ткани и сосудов, которые показали возможность включения сосудов в анатомические костные трансплантаты для соединения тканей с системой кровоснабжения (Рис. 37,С) [182]. Как обсуждалось выше, принципы анатомического проектирования не только позволяют изготовленить многомасштабные анатомические внутренние ткани и органы [55,64,67,178,181,184], но также являются помогают исследовать внешние ткани, которые взаимодействуют с окружающей средой [183]. Например, на Рис. 37,D показан, что 3D-принтинг позволяет создавать искусственную кожу, которая содержит микроструктурированную топографию биомиметической поверхности [183].

Рисунок 37. Стратегии  анатомического проектирования методом 3D принтинга. (А) трехстворчатый сердечный клапан, созданный  3D принтингом [181]. (В) анатомический нервный подводящий путь, созданный  3D принтингом [64]. (С) структура васкуляризированной кости, созданные  3D принтингом  [182]. (D) биомиметическая искусственная кожа, созданная  3D принтингом (зеленая шкала - 200 мкм) [183].

 

3.3.7. Биомеханические дизайн, реализуемый 3D принтингом 

Механический (ортопологический) дизайн включает в себя мимикрию нативных механических свойств и стимуляторов, таких как напряженно-деформированное поведение, топографические структуры и микроструктуры, в структуре скаффолдов, полученных 3D принтингом. Одними из самых ранних исследований являются исследования, которые включали проектирование 3D-печатных бионических наноустройств пористых скаффолдов для инжиниринга костной ткани [185]. Например, 3D-принтинг использовался для сборки гидроксиапатитовых скаффолдов для регенерации костной ткани. Было показано, что механические свойства и биологический эффект скаффолдов, созданных с помощью 3D принтинга для восстановления костной ткани, могут регулироваться варьированием толщины стенки и канала скаффолда, созданного на основе 3D печатной сетки. В последнее время, механическое проектирование 3D-печатных биологических систем модернизировалось и теперь включает: (1) 2D топографические стимуляторы в биомиметических моделях in vitro [65], (2) 3D топографических стимуляторы в 3D тканевых скаффолдах [64], и (3) биотехнологические механические системы [186]. 

Геометрия вставок включает каналы, канавки и нити. На рис. 38,А, продемонстрирована биомиметическая нервная система на чип-технологии, которая может быть реализована через управление аксонами в 3D печатных поликапролактоновых микроканалах [65]. Аналогично, на Рис. 38,В показано, что 3D печатные вставки в форме микроканавок в анатомических эластомерных скаффолдах для регенерации периферических нервов обеспечивают выровненный рост аксонной сети и цитоскелета шванновских клеток [64]. Параллельная и ортогональная сборка нитей материала обеспечила гибкий механический дизайн в отношении управления прочностью скаффолдов и взаимодействия клеточных компонентов. Кроме того, возможность собирать нити в неоднородные геометрические структуры, в отличие от послойного подхода, также позволяет имитировать различные биомеханические системы. Например, как показано на Рис. 38,С прочность радиальных и спиральных нитей контролирует отклик материала на нагрузку в природных сетчатых системах, здесь это паутинка [186].

Рисунок 38. Методологии механического проектирования в 3D-принтинге биологических систем. (А) микроканалы, полученные  3D принтингом, управляют ростом аксонных сетей в 3D-печатной нервной системе на чипе [65]. (В) микроканавки, полученные  3D принтингом, в эластомерных анатомических нервных проводниках управляют выравниванием регенерирующей сети аксонов в продольном направлении к месту травмы. Масштабная линейка 1 мм [64]. (С) 3D печатная паутина, показывающая взаимодействие радиальных и спиральных эластомерных нитей [186].

3.3.8. Биохимический дизайн, реализуемый 3D принтингом 

Биохимическое проектирование заключается в подражании нативной биохимической структуре или профилю, которые могут включать в себя однородное или неоднородное распределение биохимических факторов. Ранние исследования были направлены на создание градиентов белков на 2D-подложках [158]. В исследовании [158], струйный принтинг используется для создания градиентов цилиарного нейротрофического фактора (CNTF) и изучения его влияния на мультипотентность и дифференцирование нейральных стволовых клеток (NSCs) [158]. Было показано, что NSCs, культивированные на печатном градиенте увеличили уровень CNTF и показали линейное увеличение количества клеток, экспрессирующих глиальный фибриллярно-связанный белок (GFAP), демонстрируя функциональный 3D печатный градиент CNTF на 2D подложке. В 3D-принтинге также используются принципы анатомического [64,67,178,181] и механического [64,65,186] проектирования для изготовления новых биологических систем. Таким образом, многомасштабный характер подхода, который сочетает в себе парадигмы анатомического, механического и биохимического проектирования способствует интеграции технологий биохимического градиента в рамках макроскопических биологических архитектур для реализации новых технологий и биомедицинских устройств. В исследовании [64] при регенерации нерва в разветвлении смешанных нервных путей, 3D принтинг использовался для того, чтобы создать многокомпонентные биохимические градиенты фактора роста нервов (NGF) и нейротрофический фактор, производимый глиальными клетками (GDNF), в структуру скаффолдов для того, чтобы поддержать восстановление как двигательных, так и сенсорных нервных путей (Рис. 39,А). Как показано на Рис. 39,В, скаффолды, содержащие многокомпонентные градиенты способствовали регенерации ткани, подтверждая тем самым потенциал функциональных 3D печатных многокомпонентных градиентов внутри структуры скаффолда для улучшения регенерации.

 

Рисунок 39. Методологии механического проектирования в 3D-принтинге биологических систем. (А) микроканалы, полученные  3D принтингом, управляют ростом аксонных сетей в 3D-печатной нервной системе на чипе [65]. (В) микроканавки, полученные  3D принтингом, в эластомерных анатомических нервных проводниках управляют выравниванием регенерирующей сети аксонов в продольном направлении к месту травмы. Масштабная линейка 1 мм [64]. (С) 3D печатная паутина, показывающая взаимодействие радиальных и спиральных эластомерных нитей [186].

Рисунок 40. Стратегии биохимического проектирования при 3D-принтинге биологических систем. (A) Часть специального средства для регенерации нерва [64]. (В) Эффект использования 3D напечатанного изделия для  регенерации нервных путей, функциональное восстановление сложных регенерированных повреждений периферических нервов [64].

 

 

4. Стандартизация и нормативно-техническая документация в области медицинских изделий

Официальной формулировки термина «Нормативно-техническая документация» (НТД) в нормативных документах не обнаружено.  Но в ГОСТ Р ИСО 9000–2001приводится понятие близкого термина: «нормативная и техническая документация»–это «документы, устанавливающие требования». Тем не менее, этот термин обычно относят к документации, необходимой предприятию, в соответствии с которой осуществляется процесс производства качественной продукции, соответствующей имеющимся государственным стандартам, федеральным законам и ведомственным постановлениям. 

К нормативно-технической документации предприятия обычно относят следующие виды документов:

  • проект производства;
  • технологический регламент (ТР);
  • технические условия (ТУ);
  • технологические инструкции (ТИ);
  • акты технических освидетельствований сосудов, подлежащих учету в органах Ростехнадзора(ТП);
  • Паспорта оборудования, ПГУ, вентсистем; 
  • Аналитические методики;
  • разрешение на выбросы;
  • том предельно допустимых выбросов (ПДВ);
  • проект нормативов образования отходов и лимитов на их размещение (ПНООЛР);
  • и многие другие

Технические условия и стандарты (ГОСТ) в соответствии с законом о техническом регулировании не являются обязательными для выпуска продукции в нашей стране за редким исключением. С производством медицинских изделий (МИ) этот вариант отказа от ТУ и ГОСТа маловероятен по следующим причинам:

  • Государственная регистрация медицинских изделий проводится на основании результатов испытаний (технических, токсикологических, клинических) в зависимости от потенциального риска их применения и безопасности МИ.
  • Имеется небольшой официальный перечень аккредитованных лабораторий, которым разрешено проводить эти испытания.
  • Испытания медицинских изделий в этих лабораториях проводятся по имеющимся стандартам на соответствие требованиям, приведенным в ГОСТах, регламентах, постановлениях, правилах и т.д.

На основании вышесказанного производителям все равно придется работать в соответствии с имеющимся ГОСТами и другими руководящими документами, в противном случае он не пройдет регистрацию своей продукции и разорится.

Международные стандарты не обязательны даже для стран-участниц. Решение вопроса о их применении в каждом конкретном случае остается в компетенции правительств соответствующих стран. 

Ждать, что с целью соответствия всем международным стандартам, будут приняты единые требования, включающие как национальные стандарты (ASTM, DIN, JIS, BS, AFNOR, ONORMи др.),так и международные (ISO, ITU, IEC, …), европейские (EN) и межгосударственные стандарты и технические регламенты не реалистично, т.к. все эти национальные стандарты отличаются друг от друга по своим требованиям (показателям) и обычно достаточно существенно. Поэтому гармонизировать наши стандарты логично только с международными. 

Гармонизация национальных стандартов особенно трудно протекает в области стандартов на конкретные виды продукции и изделий, в которых указываются численные показатели и требования, а также запреты на использование каких-либо веществ и добавок. Например, даже США и ЕС десятилетиями не могут согласовать такие стандарты, т. к. за этим стоит огромный рынок сбыта и прибыль корпораций. Поэтому национальные стандарты в свою очередь также являются защитой собственного рынка.

Соглашение о единых принципах и правилах обращения медицинских изделий (изделий медицинского назначения и медицинской техники) в рамках Евразийского экономического союза, по сути дела рамочное соглашение о намерениях обсуждалось более двух лет. Надо учитывать, что в странах ЕАЭС из бывшего СССР отсутствовали собственные национальные стандарты и поэтому в настоящее время обычно идет адаптация советских и российских ГОСТов по конкретным видам изделий, материалов к современным условиям, включая экспериментальные работы по методикам анализа и контроля, а также согласование со всеми участниками ЕАЭС. При этом надо учитывать факт взаимосвязанности большого количества ГОСТов, т.е. при кардинальном изменения одного ГОСТа иногда придется вносить изменения во все связанные с ним ГОСТы, а это может быть десятки, сотни и более стандартов. На все это надо достаточно много времени (десятилетия) и денег (больших).

Более того, надо иметь в виду, что даже при появлении и ужесточении требований «новых» стандартов к изделиям, кардинально менять технологию производства медицинских изделий вряд ли придется. Обычно меняется только сырье и вспомогательные вещества на нужное по качеству и на основании этого подбираются оптимальные параметры процессов.

Таким образом, при разработке технологии и создания опытно-промышленного производства медицинских изделий с последующим прохождением всех процедур их регистрации необходимо учитывать в той или степени следующие виды документов:

  • Международные стандарты;
  • Стандарты экономических сообществ (ЕС, Евразийского экономического союза (ЕАЭС) и т. д.);
  • Федеральные законы Российской Федерации;
  • ГОСТы;
  • Постановления правительства РФ;
  • Ведомственные регламентирующие документы (стандарты, регламенты, приказы, правила и т.д.).

Международные и национальные стандарты приходиться учитывать при экспорте медицинских изделий, при закупке сырья и комплектующих, а также при оформлении статей для иностранных журналов. Например, при приобретении импортного гидроксиапатита (ГА) надо учитывать, что в ASTM F-1185-89 на ГА синтетический регламентируется содержание только четырех токсичных металлов, а в требованиях ГОСТ 52770-2016 на медицинские изделия регламентируется содержание восьми токсичных металлов, что может привестипри использовании этого сырья к выпуску некондиционной продукции и в отказе её регистрации.

К ведомственным регламентирующим документам относят стандарты ОСТы, регламенты, приказы, правила, санитарные правила и нормы(СанПиН), строительные нормы и правила (СНиП) и пособия к ним, нормы пожарной безопасности (НПБ), правила безопасности (ПБ), методические указания (МУ), гигиенические нормативы (ГН), санитарные правила (СП), руководящие документы (РД) и т.д.

Необходимо отметить, что с 30.06.2010 г., согласноФедерального закона от 27.12.2002 N 184-ФЗ «О техническом регулировании», в немне предусмотрена отраслевая стандартизация (ОСТы), т.е. в настоящее время возможна разработка только ГОСТа или стандарта предприятия. В свою очередь ОСТы официально отменяться не будут, но они теперь носят только рекомендательный характер.

Также можно отметить, что для многих видов продукции в нормативной и технической документации обычно регламентируется весь жизненный цикл изделий от разработки до их обезвреживания или утилизации, а именно:

  • Термины и определения (видов продукции, дефектов, оборудования, процессов, анализа ит.д).
  • Классификации продукции.
  • Проведение НИР и НИОКР.
  • Форма и содержание технологического регламента.
  • Форма и содержание технических условий.
  • Методики контроля сырья, техпроцесса и продукции.
  • Условия упаковки и транспортировки продукции.
  • Виды и условия стерилизация медицинских изделий.
  • Правила эксплуатации продукции.
  • Способы обезвреживания отработанной продукции.
  • Методики расчета процессов и аппаратов для изготовления продукции.
  • Техника безопасности в производстве изделий.
  • Промышленная безопасность.
  • Проектирование производства.

Для удобства работы с нормативной и технической документацией в области медицинских изделий она приведена в приложенях 1-6 и разбита на следующие разделы:

  • Документация Евразийского экономического союза в области медицинских изделий в списке №1.
  • Федеральные законы в списке №2
  • Постановления и распоряжения Правительства РФ в списке 3
  • ГОСТы. Имплантаты для хирургии, протезирования и ортоптики в списке 4
  • ГОСТы по пластическим массам (пластмассам) в списке5
  • Ведомственные регламенты и приказы в списке 6.
  • Нормативная и техническая документация по выполнению НИР и НИОКР в списке 7.

 

Приложение 1

Список 1

Документация Евразийского экономического союза в области медицинских изделий

  1. «Соглашение о единых принципах и правилах обращения медицинских изделий (изделий медицинского назначения и медицинской техники) в рамках Евразийского экономического союза». Ратифицирован Федеральным законом от 31.01.2016 N 4-ФЗ. Официальный сайт Евразийской экономической комиссии. www.eurasiancommission.org.
  2. «Об актах Евразийской экономической комиссии по вопросам регулирования общих рынков лекарственных средств и медицинских изделий в рамках Евразийского экономического союза». Распоряжение Совета Евразийской экономической комиссии от 17.05.2017 N 15.
  3. «Об утверждении Порядка применения уполномоченными органами государств˗членов Евразийского экономического союза мер по приостановлению или запрету применения медицинских изделий, представляющих опасность для жизни и (или) здоровья людей, недоброкачественных, контрафактных или фальсифицированных медицинских изделий и изъятию их из обращения на территориях государств − членов Евразийского экономического союза». Решение Совета Евразийской экономической комиссии от 21.12.2016 N 141.
  4. «Об утверждении Правил проведения исследований (испытаний) с целью оценки биологического действия медицинских изделий». Решение Совета Евразийской экономической комиссии от 16.05.2016 N 38.
  5. «О специальном знаке обращения медицинских изделий на рынке Евразийского экономического союза» (вместе с «Положением о специальном знаке обращения медицинских изделий на рынке Евразийского экономического союза»). Решение Совета Евразийской экономической комиссии от 12.02.2016 N 26.
  6. «Об утверждении Общих требований безопасности и эффективности медицинских изделий, требований к их маркировке и эксплуатационной документации на них». Решение Совета Евразийской экономической комиссии от 12.02.2016 N 27. 
  7. «Об утверждении Правил проведения технических испытаний медицинских изделий». Решение Совета Евразийской экономической комиссии от 12.02.2016 N 28
  8. «О Правилах проведения клинических и клинико-лабораторных испытаний (исследований) медицинских изделий». Решение Совета Евразийской экономической комиссии от 12.02.2016 N 29.
  9. «Об утверждении Порядка формирования и ведения информационной системы в сфере обращения медицинских изделий». Решение Совета Евразийской экономической комиссии от 12.02.2016 N 30.
  10. «Правила проведения исследований (испытаний) с целью оценки биологического действия медицинских изделий». Решение Совета Евразийской экономической комиссии от 16.05.2016 N 38.
  11. «Об утверждении Правил проведения мониторинга безопасности, качества и эффективности медицинских изделий». Решение Коллегии Евразийской экономической комиссии от 22.12.2015 N 174.
  12. «О Правилах ведения номенклатуры медицинских изделий». Решение Коллегии Евразийской экономической комиссии от 29 декабря 2015 года N 177. 
  13. «О проведении согласованной политики в области технического регулирования, санитарных и фитосанитарных мер». Соглашение Правительств государств – членов ЕврАзЭС от 25 января 2008 года. 
  14. «О безопасности медицинских изделий». Технический регламент  Евразийского Экономического Сообщества. Проект ТР 201_/00_/ЕврАзЭС

 

 

Приложение 2

Список 2

Федеральные законы

  • «Об основах охраны здоровья граждан в Российской Федерации» Федеральный закон от 21 ноября 2011 г. N 323-ФЗ (Собрание законодательства Российской Федерации, 2011, N 48, ст. 6724).
  • «О биомедицинских клеточных продуктах». Федеральный закон от 23 июня 2016 г. N 180-ФЗ. 
  • «Об обеспечении единства измерений». Федеральный закон от 26 июня 2008 года N 102-ФЗ
  • «Об обращении медицинских изделий».ПроектФедерального  закона.
  • «Технический регламент «О безопасности изделий медицинского назначения». Проект Федерального  закона.
  • «Об утверждении Положения о лицензировании производства биомедицинских клеточных продуктов». Проект Постановления Правительства Российской Федерации (подготовлен Минздравом России 29.12.2016). 

 

Приложение Х

Список 3

Постановления и распоряжения Правительства РФ

  1. «Об утверждении государственной программы Российской Федерации "Развитие фармацевтической и медицинской промышленности" на 2013 - 2020 годы». Постановление Правительства РФ от15 апреля 2014 г. № 305
  2. «Положение о государственном контроле за обращением медицинских изделий». Постановление Правительства Российской Федерации от 25 сентября 2012 г. № 970. (С изменениями от 22 июля 2017 г. № 868).  
  3. «Перечень медицинских изделий, имплантируемых в организм человека при оказании медицинской помощи в рамках программы государственных гарантий бесплатного оказания гражданам медицинской помощи». Распоряжение Правительства Российской Федерации от 22 октября 2016 г. № 2229-р
  4. «Об ограничениях и условиях допуска отдельных видов медицинских изделий, происходящих из иностранных государств, для целей осуществления закупок для обеспечения государственных и муниципальных нужд». Постановление Правительства РФ от 5 февраля 2015 года N 102 (с изменениями на 22 апреля 2016 г. № 337, 30 ноября 2016 г. N 1268, 30 мая 2017 года).
  5. «Перечень медицинских товаров, реализация которых на территории Российской Федерации и ввоз которых на территорию Российской Федерации и иные территории, находящиеся под ее юрисдикцией, не подлежат обложению (освобождаются от обложения) налогом на добавленную стоимость). Правительства РФ 30 сентября 2015 г. № 1042 (с изменениями  от 31 декабря 2016 г. № 1581). 
  6. «Об отдельных вопросах противодействия обороту фальсифицированных, недоброкачественных и контрафактных медицинских изделий». Постановление Правительства Российской Федерации от 12 декабря 2015 г. № 1360.
  7. «О государственном регулировании цен на медицинские изделия, включенные в перечень медицинских изделий, имплантируемых в организм человека при оказании медицинской помощи в рамках программы государственных гарантий бесплатного оказания гражданам медицинской помощи». Постановление Правительства Российской Федерации от 30 декабря 2015 г. № 1517.
  8. «Правила формирования перечней медицинских изделий».  Постановление Правительства Российской Федерации от  22 сентября 2014 г. № 968.
  9. «Правила ведения государственного реестра медицинских изделий и организаций, осуществляющих производство и изготовление медицинских изделий». Постановление Правительства Российской Федерации от 19 июня 2012 г. N 615 г. 
  10. «Правила государственной регистрации медицинских изделий». ПостановлениеПравительства Российской Федерации от 27 декабря 2012 г. № 1416 (в ред. Постановления Правительства РФ от 17.10.2013 № 930)
  11. «О порядке и нормах обеспечения изделиями медицинского назначения, лекарственными средствами и медицинской техникой внутренних войск Министерства внутренних дел Российской Федерации».Постановление Правительства Российской Федерации  от 14.04.2011 N 270 (с изменениями на 6 марта 2015 года).
  12. «Положение о лицензировании производства медицинской техники». Постановление Правительства РФ от 22 января 2007 г. N 33  (с изменениями от 2 сентября 2009 г., 24 сентября 2010 г.). 
  13. «Положение о лицензировании деятельности в области использования источников ионизирующего излучения». Постановление Правительства РФ от 25 февраля 2004 г. N 107 (с изменениями от 1 февраля 2005 г., 26 января 2007 г., 24 сентября 2010 г.)

 

Приложение 3

Список 4

ГОСТы. Имплантаты для хирургии, протезирования и ортоптики

ГОСТ Р 15.013–2016. Система разработки и постановки продукции на производство. Медицинские изделия.

ГОСТ Р ИСО 4287-2014. Геометрические характеристики изделий (GPS). Структура поверхности. Профильный метод. Термины, определения и параметры структуры поверхности.

ГОСТ Р ИСО 5832-1-2010. Имплантаты для хирургии. Металлические материалы. Часть 1. Сталь коррозионно-стойкая (нержавеющая) деформируемая.

ГОСТ Р ИСО 5832-2-2014. Имплантаты для хирургии. Металлические материалы. Часть 2. Нелегированный титан.

ГОСТ Р ИСО 5832-3-2014. Имплантаты для хирургии. Металлические материалы. Часть 3. Деформируемый сплав на основе титана, 6-алюминия и 4-ванадия.

ГОСТ Р ИСО 5832-4-2011. Имплантаты для хирургии. Металлические материалы. Часть 4. Сплав кобальт-хром-молибденовый литейный.

ГОСТ Р ИСО 5832-5-2010. Имплантаты для хирургии. Металлические материалы. Часть 5. Сплав кобальт-хром-вольфрам-никелевый деформируемый.

ГОСТ Р ИСО 5832-6-2010. Имплантаты для хирургии. Металлические материалы. Часть 6. Cплав кобальт-никель-хром-молибденовый деформируемый.

ГОСТ Р ИСО 5832-7-2009. Имплантаты для хирургии. Металлические материалы. Часть 7. Сплав кобальт-хром-никель-молибденовый, содержащий железо, ковкий и холоднодеформируемый.

ГОСТ Р ИСО 5832-8-2010. Имплантаты для хирургии. Металлические материалы. Часть 8. Сплав кобальт-никель-хром-молибден-вольфрамовый, содержащий железо, деформируемый.

ГОСТ Р ИСО 5832-9-2009. Имплантаты для хирургии. Металлические материалы. Часть 9. Сталь коррозионно-стойкая (нержавеющая) деформируемая с повышенным содержанием азота.

ГОСТ Р ИСО 5832-11-2014. Имплантаты для хирургии. Металлические материалы. Часть 11. Деформируемый титановый сплав, содержащий 6-алюминия 7-ниобия.

ГОСТ Р ИСО 5832-12-2009. Имплантаты для хирургии. Металлические материалы. Часть 12. Сплав кобальт-хром-молибденовый деформируемый.

ГОСТ ISO 5833-2011. Имплантаты для хирургии. Акрилцементы.

ГОСТРИСО5834-1-2015. Имплантаты для хирургии. Полиэтилен сверхвысокой молекулярной массы. Часть 1. Порошкообразный.

ГОСТ Р ИСО 5834-2-2014. Имплантаты для хирургии. Полиэтилен сверхвысокой молекулярной массы. Часть 2. Литейные формы.

ГОСТ Р ИСО 5834-3-2014. Имплантаты для хирургии. Полиэтилен сверхвысокой молекулярной массы. Часть 3. Методика ускоренного старения.

ГОСТ Р ИСО 5836-2011. Имплантаты для хирургии. Металлические пластинки для скрепления отломков кости. Отверстия под винты с ассиметричной резьбой и сферической опорной поверхностью.

ГОСТ Р ИСО 5838-1-2011. Имплантаты для хирургии. Стержни, спицы и проволока для скелетного вытяжения. Часть 1. Материалы и механические свойства.

ГОСТ Р ИСО 6474-1-2014. Имплантаты для хирургии. Керамические материалы. Часть 1. Керамические материалы на основе оксида алюминия высокой чистоты.

ГОСТ Р ИСО 6474-2-2014. Имплантаты для хирургии. Керамические материалы. Часть 2. Композитные материалы на основе оксида алюминия высокой чистоты с усилением цирконием.

ГОСТ Р ИСО 7198-2013. Имплантаты для сердечно-сосудистой системы. Трубчатые сосудистые протезы.

ГОСТ Р ИСО 7199-2010. Системы газообмена с кровью (оксигенаторы). Технические требования и методы испытаний.

ГОСТ Р ИСО 7206-1-2005. Имплантаты для хирургии. Эндопротезы тазобедренного сустава частичные и тотальные. Часть 1. Классификация и обозначение размеров.

ГОСТ Р ИСО 7206-2-2013. Имплантаты для хирургии. Эндопротезы тазобедренного сустава частичные и тотальные. Часть 2. Суставные поверхности, изготовленные из металлических, керамических и полимерных материалов.

ГОСТ Р ИСО 7206-4-2012. Имплантаты для хирургии. Эндопротезы тазобедренного сустава частичные и тотальные. Часть 4. Определение прочности ножек бедренных компонентов (не действует на территории РФ).

ГОСТ Р ИСО 7206-6-2012. Имплантаты для хирургии. Эндопротезы тазобедренного сустава частичные и тотальные. Часть 6. Определение прочностных свойств области шейки и головки бедренных компонентов.

ГОСТ Р ИСО 7206-10-2005. Имплантаты для хирургии. Эндопротезы тазобедренного сустава частичные и тотальные. Часть 10. Определение сопротивления статической нагрузке модульных бедренных головок.

ГОСТ Р ИСО 7207-1-2005. Имплантаты для хирургии. Бедренный и большеберцовый компоненты частичных и тотальных эндопротезов коленного сустава. Часть 1. Классификация, определения и обозначение размеров.

ГОСТ Р ИСО 7207-2-2005. Имплантаты для хирургии. Компоненты частичных и тотальных эндопротезов коленного сустава. Часть 2. Суставные поверхности, изготовленные из металлических, керамических и полимерных материалов.

ГОСТ ISO 8319-1-2011. Инструменты ортопедические. Осуществление соединений. Часть 1. Ключи для винтов с шестигранным углублением в головке.

ГОСТ ISO 8319-2-2011. Инструменты ортопедические. Осуществление соединений. Часть 2. Отвертки для винтов с одним шлицем, с крестообразным шлицем и крестообразным углублением в головке.

ГОСТ Р ИСО 8548-2-2011. Протезирование и ортезирование. Дефекты конечностей. Часть 2. Метод описания ампутационной культи нижней конечности.

ГОСТ Р ИСО 8548-4-2011. Протезирование и ортезирование. Дефекты конечностей. Часть 4. Описание каузальных условий, приводящих к ампутации.

ГОСТ Р ИСО 8548-5-2011. Протезирование и ортезирование. Дефекты конечностей. Часть 5. Описание клинического состояния больного после ампутации.

ГОСТ Р ИСО 8549-1-2011. Протезирование и ортезирование. Словарь. Часть 1. Общие термины, относящиеся к наружным протезам конечностей и ортезам.

ГОСТ Р ИСО 8549-2-2013. Протезирование и ортезирование. Словарь. Часть 2. Термины, относящиеся к наружным протезам конечностей и их пользователям.

ГОСТ Р ИСО 8549-3-2011. Протезирование и ортезирование. Словарь. Часть 3. Термины, относящиеся к наружным ортезам.

ГОСТ Р ИСО 8551-2010. Протезирование и ортезирование. Функциональные дефекты. Описание пациента, проходящего курс лечения с применением ортеза, клинические цели лечения и функциональные требования к ортезу.

ГОСТ ISO 8615-2012. Неактивные хирургические имплантаты. Устройства, используемые для фиксации бедренных костей взрослых пациентов. Технические требования.

ГОСТ Р ИСО 9326-2005. Имплантаты для хирургии. Эндопротезы тазобедренного сустава частичные и тотальные. Лабораторные оценки изменения формы опорных поверхностей.

ГОСТ ISO 9585-2011. Имплантаты для хирургии. Определение прочности и жесткости на изгиб металлических пластинок для скрепления отломков кости.

ГОСТ Р ИСО 10993-1–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 1. Оценка и исследования.

ГОСТ Р ИСО 10993-2–2009. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 2.Требования к обращению с животными.

ГОСТ ISO 10993-3–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 3. Исследования генотоксичности, канцерогенности и токсического действия на репродуктивную функцию.

ГОСТ Р ИСО 10993-4–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 4. Исследование изделий, взаимодействующих с кровью.

ГОСТ Р ИСО 10993-5–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Исследования на цитотоксичность: методы invitro.

ГОСТ ISO 10993-6–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 6. Исследования местного действия после имплантации.

ГОСТ Р ИСО 10993-7–2016. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Остаточное содержание этиленоксида после стерилизации.

ГОСТ Р ИСО 10993-9–2011.Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 9. Основные принципы идентификации и количественного определения потенциальных продуктов деструкции.

ГОСТ ISO 10993-10–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 10. Исследования раздражающего и сенсибилизирующего действия.

ГОСТ Р ИСО 10993-11–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Исследования общетоксического действия.

ГОСТ ISO 10993-12–2015. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 12. Приготовление проб и контрольные образцы.

ГОСТ Р ИСО 10993-13–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 13. Идентификация и количественное определение продуктов деградации полимерных медицинских изделий.

ГОСТ Р ИСО 10993-14–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 14. Идентификация и количественное определение продуктов деградации изделий из керамики.

ГОСТ ИСО 10993-15–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 15. Идентификация и количественное определение продуктов деградации изделий из металлов и сплавов.

ГОСТ ISO 10993-16–2016. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 16. Концепция токсикокинетических исследований продуктов разложения и выщелачиваемых веществ.

ГОСТ ISO 10993-17–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 17. Установление пороговых значений для вымываемых веществ.

ГОСТ Р ИСО 10993-18–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 18. Исследование химических свойств материалов.

ГОСТ Р ИСО/ТС 10993-19–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 19. Исследования физико-химических, морфологических и топографических свойств материалов.

ГОСТ ISO/TS 10993-20–2011. Изделия медицинские. Оценка биологического действия медицинских изделий. Часть 20. Принципы и методы исследования иммунотоксичности медицинских изделий.

ГОСТ Р ИСО 11135– 2012. Медицинские изделия. Валидация и текущий контроль стерилизации оксидом этилена.

ГОСТ Р ИСО 11137-1.– 2011. Стерилизация медицинской продукции. Радиационная стерилизация. Часть 1. Требования к разработке, валидации и текущему контролю процесса стерилизации медицинских изделий.

ГОСТ Р ИСО 11137-2.–2011. Стерилизация медицинской продукции. Радиационная стерилизация. Часть 2. Установление стерилизующей дозы.

ГОСТ Р ИСО 11607- 2011. Упаковка для медицинских изделий, подлежащих финишной стерилизации.

ГОСТ Р ИСО 12891-1-2012. Извлечение и анализ хирургических имплантатов. Часть 1. Извлечение и порядок обращения.

ГОСТ Р ИСО 12891-2-2012. Извлечение и анализ хирургических имплантатов. Часть 2. Анализ извлеченных металлических хирургических имплантатов.

ГОСТ Р ИСО 12891-3-2012. Извлечение и анализ хирургических имплантатов. Часть 3. Анализ извлеченных полимерных хирургических имплантатов.

ГОСТ Р ИСО 12891-4-2012. Извлечение и анализ хирургических имплантатов. Часть 4. Анализ извлеченных керамических хирургических имплантатов.

ГОСТ Р ИСО 13175-3-2015. Имплантаты для хирургии. Фосфаты кальция. Часть 3. Костные заменители на основе гидроксиапатита и бетатрикальций фосфата.

ГОСТ Р ИСО 13404-2010. Протезирование и ортезирование. Классификация и описание наружных ортезов и их элементов.

ГОСТ Р ИСО 13405-1-2001. Протезирование и ортезирование. Классификация и описание узлов протезов. Часть 1. Классификация узлов протезов.

ГОСТ Р ИСО 13405-2-2001. Протезирование и ортезирование. Классификация и описание узлов протезов. Часть 2. Описание узлов протезов нижних конечностей.

ГОСТ Р ИСО 13405-3-2001. Протезирование и ортезирование. Классификация и описание узлов протезов. Часть 3. Описание узлов протезов верхних конечностей.

ГОСТ Р ИСО 13408-1–2000. Асептическое производство медицинской продукции. Часть 1. Общие требования.

ГОСТ РИСО 13779-3:2008. Имплантаты для хирургии. Гидроксиапатит. Часть 3. Химический анализ и определение степени кристалличности и фазовой чистоты.

ГОСТ Р ИСО 13779-4-2013. Имплантаты для хирургии. Гидроксиапатит. Часть 4. Определение прочности сцепления покрытия.

ГОСТ Р ИСО 13781-2011. Смолы и отформованные элементы на основе поли(L-лактида) для хирургических имплантатов. Исследование деградации методом invitro. 

ГОСТ Р ИСО 14155–2014. Клинические исследования. Надлежащая клиническая практика.

ГОСТ Р ИСО 14160–2011. Стерилизация одноразовых медицинских изделий, содержащих материалы животного происхождения. Валидация и текущий контроль стерилизации с помощью жидких стерилизующих средств.

ГОСТ Р ИСО 14242-1-2012. Имплантаты для хирургии. Износ тотальныхэндопротезов тазобедренного сустава. Часть 1. Параметры нагружения и перемещения для испытательных машин и условия окружающей среды при испытании.

ГОСТ Р ИСО 14242-2-2013. Имплантаты для хирургии. Износ тотальныхэндопротезов тазобедренного сустава. Часть 2. Методы измерений.

ГОСТ Р ИСО 14242-3-2013. Имплантаты для хирургии. Износ тотальныхэндопротезов тазобедренного сустава. Часть 3. Параметры нагружения и перемещения машин для испытания на износ орбитальных опор и условия окружающей среды при испытании.

ГОСТ Р ИСО 14243-1-2012. Имплантаты для хирургии. Износ тотальных протезов коленного сустава. Часть 1. Параметры нагружения и перемещения для испытательных машин с контролем нагрузки и окружающих условий при испытании.

ГОСТ Р ИСО 14243-2-2012. Имплантаты для хирургии. Износ тотальных протезов коленного сустава. Часть 2. Методы измерений.

ГОСТ Р ИСО 14243-3-2012. Имплантаты для хирургии. Износ тотальных протезов коленного сустава. Часть 3. Параметры нагружения и перемещения для испытательных машин с контролем перемещения и окружающих условий при испытании.

ГОСТ Р ИСО 14602-2012. Неактивные хирургические имплантаты. Имплантаты для остеосинтеза. Технические требования.

ГОСТ Р ИСО 14630-2011. Имплантаты хирургические неактивные. Общие требования.

ГОСТ Р ИСО 14708-1-2012. Имплантаты хирургические. Активные имплантируемые медицинские изделия. Часть 1. Общие требования к безопасности, маркировке и информации, предоставляемой изготовителем.

 ГОСТ Р ИСО 14801-2012. Стоматология. Имплантаты. Усталостные испытания для внутрикостных стоматологических имплантатов.

ГОСТ Р ИСО 14879-1-2013. Имплантаты для хирургии. Тотальные протезы коленного сустава. Часть 1. Определение прочности и эксплуатационных качеств большеберцовых желобов для протезирования коленного сустава.

ГОСТ Р 14937–2012. Стерилизация медицинской продукции. Общие требования для определения характеристик стерилизующего агента и разработки, валидации и текущего контроля процессов стерилизации медицинских изделий.

ГОСТ Р ИСО 14949-2014. Имплантаты для хирургии. Эластомеры силиконовые двухкомпонентные, полученные при отверждении в результате реакции присоединения.

ГОСТ Р 14971–2011. Изделия медицинские. Применение менеджмента рисков к медицинским изделиям. 

ГОСТ Р ИСО 15032-2001. Протезы. Испытания конструкции тазобедренных узлов.

ГОСТ Р ИСО 16054-2013. Имплантаты для хирургии. Минимальные наборы данных для хирургических имплантатов.

ГОСТ Р ИСО 16061-2011. Инструменты, используемые совместно с неактивными хирургическими имплантатами. Общие требования.

ГОСТ Р ИСО 16428-2014. Имплантаты для хирургии. Испытательные растворы и условия среды для статических и динамических испытаний на коррозионную стойкость.

ГОСТ Р ИСО 17664–2012. Стерилизация медицинских изделий. Информация, предоставляемая изготовителем для обработки повторной стерилизации медицинских изделий.

ГОСТ Р ИСО 17665-1–2016. Стерилизация медицинской продукции влажное тепло. Часть 1. Требования к разработке, валидации и текущему контролю процесса стерилизации медицинских изделий.

ГОСТ Р ИСО 17853-2012. Имплантаты для хирургии. Износ имплантируемых материалов. Полимерные и металлические частицы износа. Выделение и характеристика.

ГОСТ Р ИСО 18192-1-2014. Имплантаты для хирургии. Износ полных протезов межпозвонковых дисков. Часть 1. Параметры нагружения и смещения для аппаратов для испытания на износ и соответствующие условия окружающей среды для испытаний.

ГОСТ Р ИСО 18192-2-2014. Имплантаты для хирургии. Износ полных протезов межпозвонковых дисков. Часть 2. Замены ядер.

ГОСТ Р ИСО 21534-2013. Имплантаты хирургические неактивные. Имплантаты для замены суставов. Частные требования.

ГОСТ Р ИСО 21535-2013. Имплантаты хирургические неактивные. Имплантаты для замены суставов. Специальные требования к имплантатам для протезирования тазобедренного сустава.

ГОСТ Р ИСО 21536-2013. Имплантаты хирургические неактивные. Имплантаты для замены суставов. Специальные требования к имплантатам для протезирования коленного сустава.

ГОСТ Р ИСО 22675-2009. Протезирование. Испытание голеностопных узлов и узлов стоп протезов нижних конечностей. Требования и методы испытаний.

ГОСТ Р ИСО 25539-1-2012. Имплантаты сердечно-сосудистые. Внутрисосудистые имплантаты. Часть 1. Эндоваскулярные протезы.

ГОСТ Р ИСО 25539-2-2012. Имплантаты сердечно-сосудистые. Внутрисосудистые имплантаты. Часть 2. Сосудистые стенты.

ГОСТ 26997-2002. Клапаны сердца искусственные. Общие технические условия.

ГОСТ Р ИСО 29781-2014. Протезы и ортезы. Факторы, подлежащие включению в описание физической активности лиц с ампутацией(ями) нижней конечности или врожденным дефектом сегмента(ов) нижней конечности.

ГОСТ Р ИСО 29782-2014. Протезы и ортезы. Факторы, учитываемые при определении характеристик протезов для лиц с ампутацией нижней конечности.

ГОСТ Р ИСО 29783-1-2014. Протезирование и ортезирование. Словарь. Часть 1. Нормальная ходьба.

ГОСТ 30399-95. Имплантаты для хирургии. Металлические шурупы для костей с асимметричной резьбой и сферической опорной поверхностью. Механические требования и методы испытаний.

ГОСТ 30400-95. Имплантаты для хирургии. Металлические костные шурупы со специальной резьбой, сферической головкой и внутренним шестигранником "под ключ". Размеры.

ГОСТ 31212-2003. Электрокардиостимуляторы имплантируемые. Общие технические требования и методы испытаний.

ГОСТ 31514-2012. Протезы кровеносных сосудов. Общие технические требования. Методы испытаний.

ГОСТ 31570–2012. Заготовки из сплавов на основе никеля для ортопедической стоматологии. Общие технические условия. 

ГОСТ 31580.5-2012. Имплантаты офтальмологические. Интраокулярные линзы. Часть 5. Биологическая совместимость.

ГОСТ 31582-2012. Электроды для электрокардиостимуляторов имплантируемые. Технические требования и методы испытаний.

ГОСТ 31615-2012. Имплантаты для хирургии. Стандартный метод испытаний для проверки на сдвиг фосфатно-кальциевых и металлических покрытий.

ГОСТ 31616-2012. Протезы фиброзных колец для аннулопластики. Технические требования и методы испытаний.

ГОСТ 31617-2012. Имплантаты для хирургии. Метод определения радикалобразующей активности частиц износа имплантируемых материалов.

ГОСТ 31618.1-2012. Протезы клапанов сердца, Часть 1. Общие технические требования и методы испытаний.

ГОСТ 31618.2-2012.  Протезы клапанов сердца. Часть 2. Менеджмент риска.

ГОСТ 31618.3-2012. Протезы клапанов сердца. Часть 3. Руководство по проведению клиническогоисследований.

ГОСТ 31619-2012. Эндопротезы молочных желез. Общие технические требования. Методы испытаний.

ГОСТ 31621-2012. Имплантаты для хирургии. Замещение сустава тотальнымэндопротезом. Определение долговечности работы узла трения эндопротеза тазобедренного сустава методом оценки крутящего момента.

ГОСТ 31623-2012.Прутки литые из сплава ХК62М6Л для искусственных суставов. Технические условия.

ГОСТ 31624-2012. Проволока из специальных сплавов для соединительных силовых и вживляемых элементов изделий для костей организма. Общие технические условия.

ГОСТ 31615–2012. Определение адгезионной прочности покрытия. 

ГОСТ 31625-2012. Лента и проволока из специальных сплавов для соединительных и вживляемых элементов изделий для сердечно-сосудистой хирургии. Общие технические условия.

ГОСТ Р 50581-93 (ИСО 6475-89). Имплантаты для хирургии. Металлические шурупы для костей с асимметричной резьбой и сферической опорной поверхностью. Механические требования и методы испытаний.

ГОСТ Р 50582-93 (ИСО 5835-91). Имплантаты для хирургии. Металлические костные шурупы со специальной резьбой, сферической головкой и внутренним шестигранником под ключ. Размеры.

ГОСТ Р 51073-97. Электрокардиостимуляторы имплантируемые. Общие технические требования и методы испытаний.

ГОСТ Р 51394-99. Прокат из коррозионно-стойкой стали для хирургических имплантатов. Технические условия.

ГОСТ Р 51395-99. Прутки литые из сплава ХК62М6Л для искусственных суставов. Технические условия.

ГОСТ Р 51396-99. Проволока из специальных сплавов для соединительных силовых и вживляемых элементов изделий для костей организма. Общие технические условия.

ГОСТ Р 51566-2000. Протезы кровеносных сосудов. Общие технические требования. Методы испытаний.

ГОСТ Р 51819-2001. Протезирование и ортезирование верхних и нижних конечностей. Термины и определения.

ГОСТ Р 51892-2002 (ИСО 11979-1-99). Имплантаты офтальмологические. Интраокулярные линзы. Часть 1. Термины и определения.

ГОСТ Р 52038-2003 (ИСО 11979-2-99). Имплантаты офтальмологические. Интраокулярные линзы. Часть 2. Оптические свойства и методы испытаний.

ГОСТ Р 52039-2003 (ИСО 11979-3-99). Имплантаты офтальмологические. Интраокулярные линзы. Часть 3. Механические свойства и методы испытаний.

ГОСТ Р 52040-2003 (ИСО 11979-6-99). Имплантаты офтальмологические. Интраокулярные линзы. Часть 6. Срок годности и стабильность при транспортировании.

ГОСТ Р 52458-2005 (ИСО 11979-7:2001). Имплантаты офтальмологические. Интраокулярные линзы. Часть 7. Клинические испытания.

ГОСТ Р 52459.27-2009 (ЕН 301 489-27-2004). Совместимость технических средств электромагнитная. Технические средства радиосвязи. Часть 27. Частные требования к активным медицинским имплантатам крайне малой мощности и связанным с ними периферийным.

ГОСТ Р 52459.31-2009 (ЕН 301 489-31-2005). Совместимость технических средств электромагнитная. Технические средства радиосвязи. Часть 31. Частные требования к радиооборудованию для активных медицинских имплантатов крайне малой мощности и связанных…

ГОСТ Р 52640-2006. Имплантаты для хирургии. Замещение сустава тотальнымэндопротезом. Определение долговечности работы узла трения эндопротеза тазобедренного сустава методом оценки крутящего момента.

ГОСТ Р 52641-2006. Имплантаты для хирургии. Стандартный метод испытаний для проверки на сдвиг фосфатно-кальциевых и металлических покрытий.

ГОСТ Р 52642-2006. Имплантаты для хирургии. Метод определения радикалобразующей активности частиц износа имплантируемых материалов.

ГОСТ Р 52732-2007. Внутрисосудистые стенты. Технические требования.

ГОСТ Р 52770–2016. Изделия медицинские. Требования безопасности. Методы санитарно-химических и токсикологических испытаний.

ГОСТ Р 52858-2007. Имплантаты офтальмологические интраокулярные линзы. Часть 5. Биологическая совместимость.

ГОСТ Р 52999.1-2008. Протезы клапанов сердца. Часть 1. Общие технические требования и методы испытаний.

ГОСТ Р 52999.2-2009. Протезы клапанов сердца. Часть 2. Менеджмент риска.

ГОСТ Р 52999.3-2009. Протезы клапанов сердца. Часть 3. Руководство по проведению клинического исследования.

ГОСТ Р 53000-2008. Эндопротезы молочных желез. Общие технические требования. Методы испытаний.

ГОСТ Р 53078-2008 (ИСО 15798:2001). Имплантаты офтальмологические. Изделия офтальмологические вискохирургические. Общие требования безопасности.

ГОСТ Р 53345-2009. Протезирование и ортезирование. Дефекты конечностей. Часть 3. Методы описания ампутационной культи верхней конечности.

ГОСТ Р 53468-2009 (ИСО 16671:2003). Имплантаты офтальмологические. Растворы ирригационные для офтальмологической хирургии. Общие требования безопасности.

ГОСТ Р 53497-2009. Протезы фиброзных колец для аннулопластики. Технические требования и методы испытаний.

ГОСТ Р 53919-2010. Электроды для электрокардиостимуляторов имплантируемые. Технические требования и методы испытаний.

ГОСТ Р 54328-2011. Стоматология. Доклиническая оценка систем имплантатов. Методы испытаний на животных.

ГОСТ Р 54936-2012. Имплантаты для хирургии. Эндоэкспандеры. Общие технические требования. Методы испытаний. 

ГОСТ Р 55038-2012. Оптика офтальмологическая. Имплантаты офтальмологические. Эндотампонады глазные. Общие требования безопасности.

ГОСТ Р 55636-2013. Протезирование. Испытание голеностопных узлов и узлов стоп. Руководство по применению условий нагружения при испытаниях по ИСО 22675 и конструкции используемого испытательного оборудования.

ГОСТ Р 56332-2014. Имплантаты для хирургии. Гидроксиапатит. Определение прочности сцепления покрытия.

ГОСТ Р 56893-2016. Стерилизация медицинской продукции. Влажное тепло. Часть 2. Руководство по применению стандарта ИСО 17665-1.

ГОСТ Р 57449–2017. Изделия медицинские. Руководство по применению ИСО 14971.

СанПиН 2.1.7.2790–10. Санитарно-эпидемиологические требования к обращению с медицинскими отходами.

СанПиН 2.1.3.2630–10. Санитарно-эпидемиологические требования к организациям, осуществляющим медицинскую деятельность (с приложениями к СанПиН 2.1.3.2630–10).

РД 50-707-91 Методические указания. Изделия медицинской техники. Требования к надежности. Правила и методы контроля показателей надежности

ОСТ 42-21-2-85 Стерилизация и дезинфекция изделий медицинского назначения. Утверждены приказом по Министерству здравоохранения СССР от 10.06.85 N 770

 

 

Приложение 4

Список 5

ГОСТы по пластическим массам (пластмассам)

ГОСТ Р ИСО 306–2012. Пластмассы. Термопластичные материалы. Определение температуры размягчения по методу Вика.

ГОСТ 409–77. Пластмассы ячеистые и резины губчатые. Метод определения кажущейся плотности (с Изменением N 1).

ГОСТ 413–91 (ИСО 1420–87). Ткани с резиновым или пластмассовым покрытием. Определение водонепроницаемости.

ГОСТ EN 1186–1–2015. Материалы и изделия, контактирующие с пищевыми продуктами. Пластмассы. Часть 1. Руководство по выбору условий и методов испытания общей миграции.

ГОСТ Р ИСО 2411–2014. Материалы текстильные. Ткани с резиновым или пластмассовым покрытием. Метод определения адгезии покрытия.

ГОСТ 2789–73. Шероховатость поверхности. Параметры и характеристики.

ГОСТ Р ИСО 3303–2–2015. Ткани с резиновым или пластмассовым покрытием. Определение прочности на продавливание. Часть 2. Гидравлический метод.

ГОСТ 4.489–89. Система показателей качества продукции (СПКП). Пресс–формы для изготовления изделий из пластмасс. Номенклатура показателей (с Изменением N 1).

ГОСТ 4647–2015. Пластмассы. Метод определения ударной вязкости по Шарпи.

ГОСТ 4648–2014 (ISO 178:2010). Пластмассы. Метод испытания на статический изгиб (с Поправкой).

ГОСТ 4650–2014 (ISO 62:2008). Пластмассы. Методы определения водопоглощения.

ГОСТ 4651–2014 (ISO 604:2002). Пластмассы. Метод испытания на сжатие.

ГОСТ 4670–2015. Пластмассы. Определение твердости. Метод вдавливания шарика.

ГОСТ 8200–87 (СТ СЭВ 5935–87). Прессы гидравлические для изготовления изделий из пластмасс. Параметры и размеры. Нормы точности (с Изменением N 1).

ГОСТ 8728–88. Пластификаторы. Технические условия.

ГОСТ 9.313–89 ЕСЗКД. Покрытия металлические и неметаллические неорганические на пластмассах. Общие требования и технологические операции.

ГОСТ 9550–81. Пластмассы. Методы определения модуля упругости при растяжении, сжатии и изгибе.

ГОСТ 9.708–83 (СТ СЭВ 3758–82). Единая система защиты от коррозии и старения (ЕСЗКС). Пластмассы. Методы испытаний на старение при воздействии естественных и искусственных климатических факторов.

ГОСТ 11012–69. Пластмассы. Метод испытания на абразивный износ (с Изменением N 1).

ГОСТ 11262–80 (СТ СЭВ 1199–78). Пластмассы. Метод испытания на растяжение (с Изменением N 1).

ГОСТ 11629–75 Пластмассы. Метод определения коэффициента трения (с Изменением N 1).

ГОСТ 11645–73. Пластмассы. Метод определения показателя текучести расплава термопластов (с Изменениями N 1, 2, 3).

ГОСТ 11710–71. Допуски и посадки деталей из пластмасс (с Изменением N1).

ГОСТ 11736–78. Пластмассы. Метод определения содержания воды (с Изменением N 1).

ГОСТ 12019–66. Пластмассы. Изготовление образцов для испытаний из термопластов. Общие требования (с Изменением N 1).

ГОСТ 12020–72 (СТ СЭВ 428–89). Пластмассы. Методы определения стойкости к действию химических сред (с Изменениями N 1, 2, 3).

ГОСТ 12021–84 (СТ СЭВ 4014–83). Пластмассы и эбонит. Метод определения температуры изгиба под нагрузкой.

ГОСТ 12423–2013 (ISO 291:2008). Пластмассы. Условия кондиционирования и испытания образцов (проб).

ГОСТ 13537–68 Пластмассы. Метод определения сопротивления раскалыванию.

ГОСТ Р ИСО 13781–2011. Смолы и отформованные элементы на основе поли(L-лактида) для хирургических имплантатов. Исследование деградации методом invitro. 

ГОСТ 14359–69. Пластмассы. Методы механических испытаний. Общие требования (с Изменением N 1).

ГОСТ 14926–81 (СТ СЭВ 1945–79). Пластмассы. Метод определения миграции пластификаторов.

ГОСТ 15088–2014. Пластмассы. Метод определения температуры размягчения термопластов по Вика.

ГОСТ 15139–69 (СТ СЭВ 891–78). Пластмассы. Методы определения плотности (объемной массы) (с Изменением N 1).

ГОСТ 15173–70 (СТ СЭВ 2899–81). Пластмассы. Метод определения среднего коэффициента линейного теплового расширения (с Изменением N1).

ГОСТ 15973–82 (СТ СЭВ 2540–80). Пластмассы. Методы определения золы.

ГОСТ 16185–82 Пластмассы. Метод определения электростатических свойств.

ГОСТ 16782–92 (ИСО 974–80). Пластмассы. Метод определения температуры хрупкости при ударе.

ГОСТ 16783–71. Пластмассы. Метод определения температуры хрупкости при сдавливании образца, сложенного петлей (с Изменениями N 1, 2).

ГОСТ 17035–86 (СТ СЭВ 5256–85). Пластмассы. Методы определения толщины пленок и листов.

ГОСТ 17302–71. Пластмассы. Метод определения прочности на срез (с Изменением N 1).

ГОСТ 18197–2014. Пластмассы. Метод определения ползучести при растяжении.

ГОСТ 18249–72. Пластмассы. Метод определения вязкости разбавленных растворов полимеров (с Изменениями N 1, 2).

ГОСТ 18329–2014 (ISO 1675:1985). Смолы и пластификаторы жидкие. Методы определения плотности.

ГОСТ 18616–80. Пластмассы. Метод определения усадки (с изменениями N 1, 2).

ГОСТ 19109–84. Пластмассы. Метод определения ударной вязкости по Изоду.

ГОСТ 19927–74. Пластмассы. Методы определения показателя преломления.

ГОСТ 20214–74. Пластмассы электропроводящие. Метод определения удельного объемного электрического сопротивления при постоянном напряжении (с изменением N 1).

ГОСТ 20812–83 (СТ СЭВ 3344–81). Пластмассы. Метод определения механических динамических свойств с помощью крутильных колебаний.

ГОСТ 20869–75. Пластмассы ячеистые жесткие. Метод определения водопоглощения (с изменением N 1).

ГОСТ 20990–75. Пластмассы ячеистые эластичные. Метод определения усталости при циклическом сжатии (с изменением N 1).

ГОСТ 21207–81 (СТ СЭВ 2900–81). Пластмассы. Метод определения воспламеняемости.

ГОСТ 21553–76. Пластмассы. Методы определения температуры плавления (с изменением N 1).

ГОСТ 21793–76. Пластмассы. Метод определения кислородного индекса (с изменениями N 1, 2).

ГОСТ Р ИСО 22088–3–2010. Пластмассы. Определение сопротивления растрескиванию под воздействием окружающей среды. Часть 3. Метод изогнутой полоски.

ГОСТ 22648–77. Пластмассы. Методы определения гигиенических показателей (с изменениями N 1, 2).

ГОСТ 23206–78. Пластмассы ячеистые жесткие. Метод испытания на сжатие (с изменением N 1).

ГОСТ 23553–79. Пластмассы. Манометрический метод определения газопроницаемости.

ГОСТ 23630.1–79. Пластмассы. Метод определения отдельной теплоемкости.

ГОСТ 23630.2–79. Пластмассы. Метод определения теплопроводности.

ГОСТ 24105–80 (СТ СЭВ 884–78). Изделия из пластмасс. Термины и определения дефектов.

ГОСТ 24616–81. Пластмассы ячеистые эластичные и пенорезины. Метод определения твердости (с изменением N 1).

ГОСТ 24622–91 (ИСО 2039/2–87). Пластмассы. Определение твердости. Твердость по Роквеллу.

ГОСТ 24778–81. Пластмассы. Метод определения прочности при сдвиге в плоскости листа.

ГОСТ 24888–81. Пластмассы, полимеры и синтетические смолы. Химические наименования, термины и определения.

ГОСТ 25015–81. Пластмассы ячеистые и пенорезины. Метод измерения линейных размеров.

ГОСТ 25139–93 (ИСО 6186–80). Пластмассы. Метод определения сыпучести.

ГОСТ 25209–82. Пластмассы и пленки полимерные. Методы определения поверхностных зарядов электретов.

ГОСТ 25271–93 (ИСО 2555–89). Пластмассы. Смолы жидкие, эмульсии или дисперсии. Определение кажущейся вязкости по Брукфильду.

ГОСТ 25288–82. Пластмассы конструкционные. Номенклатура показателей.

ГОСТ 25349–88. Основные нормы взаимозаменяемости. Единая система допусков и посадок. Поля допусков деталей из пластмасс.

ГОСТ 26277–84. Пластмассы. Общие требования к изготовлению образцов способом механической обработки (с изменением N 1).

ГОСТ 27358–87. Пресс–формы для изготовления изделий из пластмасс. Общие технические условия (с изменением N 1).

ГОСТ 28157–89. Пластмассы. Методы определения стойкости к горению.

ГОСТ 28787–90 (ИСО 3303–90). Ткани с резиновым или пластмассовым покрытием. Определение прочности на прорыв.

ГОСТ 28788–90 (ИСО 4646–89). Ткани с резиновым или пластмассовым покрытием. Испытание на удар при низкой температуре.

ГОСТ 28789–90 (ИСО 4675–79). Ткани с резиновым или пластмассовым покрытием. Испытание на изгиб при низкой температуре.

ГОСТ 28790–90 (ИСО 5979–82). Ткани с резиновым или пластмассовым покрытием. Определение гибкости. Метод плоской петли.

ГОСТ 28791–90 (ИСО 7854–84). Ткани с резиновым или пластмассовым покрытием. Определение сопротивления разрушению при изгибе (динамический метод).

ГОСТ 29127–91 (ИСО 7111–87). Пластмассы. Термогравиметрический анализ полимеров. Метод сканирования по температуре.

ГОСТ 30303–95 (ИСО 1421–77). Ткани с резиновым или пластмассовым покрытием. Определение разрывной нагрузки и удлинения при разрыве.

ГОСТ 30304–95 (ИСО 4674–77). Ткани с резиновым или пластмассовым покрытием. Определение сопротивления раздиру.

ГОСТ 3.1409–86. Единая система технологической документации (ЕСТД). Формы и требования к заполнению и оформлению документов на технологические процессы (операции) изготовления изделий из пластмасс и резины.

ГОСТ 32618.1–2014 (ISO 11359–1:1999). Пластмассы. Термомеханический анализ (ТМА). Часть 1. Общие принципы.

ГОСТ 32618.2–2014 (ISO 11359–2:1999). Пластмассы. Термомеханический анализ (ТМА). Часть 2. Определение коэффициента линейного теплового расширения и температуры стеклования.

ГОСТ 33362–2015. Пластмассы. Методы испытаний на стойкость к воздействию влажного тепла, водяной пыли и соляного тумана.

ГОСТ 33366.1–2015. Пластмассы. Условные обозначения и сокращения. Часть 1. Основные полимеры и их специальные характеристики.

ГОСТ 33366.2–2015. Пластмассы. Условные обозначения и сокращения. Часть 2. Наполнители и армирующие материалы.

ГОСТ Р 50027–92 (ИСО 7326–84). Рукава резиновые и пластмассовые. Определение сопротивления озону в статических условиях.

ГОСТ Р 50028–92 (ИСО 1746–83). Рукава и трубки резиновые и пластмассовые. Методы испытаний на изгиб.

ГОСТ Р 50487–93 (ИСО 183–76). Пластмассы. Качественная оценка выпотевания красителей.

ГОСТ Р 50490–93 (ИСО 2554–74). Пластмассы. Смолы полиэфирные ненасыщенные. Определение гидроксильного числа.

ГОСТ Р 53656.2–2009 (ИСО 15105–2:2003). Пластмассы. Определение скорости проникновения газов. Часть 2. Метод равного давления.

ГОСТ Р 54259–2010. Ресурсосбережение. Обращение с отходами. Стандартное руководство по сокращению количества отходов, восстановлению ресурсов и использованию утилизированных полимерных материалов и продуктов.

ГОСТ Р 55134–2012 (ИСО 11357–1:2009). Пластмассы. Дифференциальная сканирующая калориметрия (ДСК). Часть 1. Общие принципы.

ОСТ Р 55135–2012 (ИСО 11357–2:1999). Пластмассы. Дифференциальная сканирующая калориметрия (ДСК). Часть 2. Определение температуры стеклования.

ГОСТ Р 56721–2015. Пластмассы. Термогравиметрия полимеров. Часть 1. Общие принципы.

ГОСТ Р 56745–2016. Пластмассы. Определение механических свойств при динамическомнагружении. Часть 2. Метод крутильного маятника.

ГОСТ Р 56753–2015. Пластмассы определение механических свойств при динамическомнагружении. Часть 11. Температура стеклования.

ГОСТ Р 56754–2015. Пластмассы. Дифференциальная сканирующая калориметрия (ДСК). Часть 4. Определение удельной теплоемкости.

 ГОСТ Р 56801–2015. Пластмассы. Определение механических свойств при динамическомнагружении. Часть1. Общие принципы.

 ГОСТ Р 56803–2015. Пластмассы. Определение механических свойств при динамическомнагружении. Часть 3. Колебания изгиба. Метод резонансной кривой.

ГОСТ Р 56802–2015. Пластмассы. Определение механических свойств при динамическомнагружении. Часть 7. Крутильные колебания. Нерезонансный метод.

ГОСТ Р 56804–2015. Пластмассы. Определение механических свойств при динамическомнагружении. Часть 4. Колебания при растяжении. Нерезонансный метод.

 

Приложение 5

Список 6.

Ведомственные регламенты и приказы

  1. «Административный регламент Федеральной службы по надзору в сфере здравоохранения по предоставлению государственной услуги по выдаче разрешения на ввоз на территорию Российской Федерации медицинских изделий в целях государственной регистрации». Приказ Министерства здравоохранения Российской Федерации от 25 марта 2016 г. N 184н. 
  2. «Положение об организации клинической апробации методов профилактики, диагностики, лечения и реабилитации и оказания медицинской помощи в рамках клинической апробации методов профилактики, диагностики, лечения и реабилитации (в том числе порядка направления пациентов для оказания такой медицинской помощи), типовой формы протокола клинической апробации методов профилактики, диагностики, лечения и реабилитации». Приказ Министерства здравоохранения Российской Федерации от 10 июля 2015 года N 433нс изменениями на 14 января 2016 года.
  3. «Порядок проведения оценки соответствия медицинских изделий в форме технических испытаний, токсикологических исследований, клинических испытаний медицинских изделий в целях государственной регистрации медицинских изделий». Приложение к приказу Министерства здравоохранения Российской Федерации от 9 января 2014 г. N 2н.
  4. «Административный регламент Федеральной службы по надзору в сфере здравоохранения по исполнению государственной функции по контролю за обращением медицинских изделий». Утвержден приказом Министерства здравоохранения Российской Федерации от 5 апреля 2013 г. N 196н. 
  5. «Требования к медицинским организациям, проводящим клинические испытания медицинских изделий». Приказ Минздрава РФ от 16 мая 2013 г., № 300н.
  6. Административный регламент Федеральной службы по надзору в сфере здравоохранения по предоставлению государственной услуги по государственной регистрации медицинских изделий. Приказ Министерства здравоохранения Российской Федерации (Минздрав России) от 14 октября 2013 г. N 737н. 
  7. «Об утверждении номенклатурной классификации медицинских изделий». Приказ Министерства здравоохранения Российской Федерации от 6 июня 2012 г. N 4нс изменениямиот 25 сентября 2014 г. N 557н
  8. «Порядок сообщения субъектами обращения медицинских изделий обо всех случаях выявления побочных действий, не указанных в инструкции по применению или руководстве по эксплуатации медицинского изделия, о нежелательных реакциях при его применении, об особенностях взаимодействия медицинских изделий между собой, о фактах и об обстоятельствах, создающих угрозу жизни и здоровью граждан и медицинских работников при применении и эксплуатации медицинских изделий».Приказ Министерства здравоохранения Российской Федерации от 20 июня 2012 г. N 12н
  9. «Порядок осуществления мониторинга безопасности медицинских изделий». Приказ Министерства здравоохранения Российской Федерации от 14 сентября 2012 г. N 175н.
  10. «Порядок организации и проведения экспертизы качества, эффективности и безопасности медицинских изделий». Приказ Министерства здравоохранения Российской Федерации (Минздрав России) от 21 декабря 2012 г. N 1353нс изменениями от 3 июня 2015 г. № 303н.
  11. «Административный регламент Федеральной службы по надзору в сфере здравоохранения и социального развития по исполнению государственной функции по осуществлению в установленном порядке проверки деятельности организаций, осуществляющих производство, оборот и использование изделий медицинского назначения».Приказ Федеральной службы по надзору в сфере здравоохранения и социального развития от 8 апреля 2011 г. N 1813-Пр/11

«План мероприятий по импортозамещению в отрасли медицинской промышленности РФ». Приказ Минпромторга от 30 марта 2015 г.№ 655.

 

Приложение 6

Список 7

Нормативная и техническая документация по выполнению НИР и НИОКР

ГОСТ 1.1-2002. Межгосударственная система стандартизации. Термины и определения. 

ГОСТ 2.114-2016. Единая система конструкторской документации. Технические условия.

ГОСТ 3.1102-2011. Единая система технологической документации. Стадии разработки и виды документов. Общие положения.

ГОСТ 3.1109-82. Единая система технологической документации (ЕСТД). Термины и определения основных понятий (с изменением N 1).

ГОСТ Р 7.0.5-2008. Государственный стандарт. СИБИД. Библиографическая ссылка. Общие требования и правила составления. 

ГОСТ Р 7.0.12-2011. Система стандартов по информации, библиотечному и издательскому делу. Библиографическая запись. Сокращение слов и словосочетаний на русском языке. Общие требования и правила.

ГОСТ 7.32-2001. Система стандартов по информации, библиотечному и издательскому делу. Отчет о научно-исследовательской работе. Структура и правила оформления. С изменениями 13.07.2017.

ГОСТ 7.9-95 (ИСО 214-76) СИБИД. Реферат и аннотация. Общие требования.

ГОСТ 8.417-2002. Государственная система обеспечения единства измерений. Единицы величин. 

ГОСТ 12.1.004-91. Система стандартов безопасности труда. Пожарная безопасность. Общие требования.

ГОСТ 12.1.044-89. Система стандартов безопасности труда. Пожаровзрывоопасность веществ и материалов. Номенклатура показателей и методы.

ГОСТ Р 15.013-2016. Система разработки и постановки продукции на производство. Медицинские изделия.

ГОСТ 15.101-98. Система разработки и постановки продукции на производство (СРПП). Порядок выполнения научно-исследовательских работ.

ГОСТ Р 15.201-2000. Система разработки и постановки продукции на производство. Продукция производственно-технического назначения. Порядок разработки и постановки продукции на производство.

ГОСТ 4517-2016. Реактивы. Методы приготовления вспомогательных реактивов и растворов, применяемых при анализе.

ГОСТ Р ИСО 5725-1-2002. Точность (правильность и прецизионность) методов и результатов измерений. Часть 1. Основные положения и определения.

ГОСТ Р ИСО 9000.2001. Системы менеджмента качества. Основные положения и словарь.

ГОСТ Р ИСО 14155-2014. Клинические исследования. Надлежащая клиническая практика.

ГОСТ 26883-86. Внешние воздействующие факторы. Термины и определения.

ГОСТ 32419-2013. Классификация опасности химической продукции. Общие требования.

ГОСТ Р 51000.4-2008. Государственная система стандартизации Российской Федерации. Система аккредитации в Российской Федерации. Общие требования к аккредитации испытательных лабораторий.

ГОСТ Р 52361–2005. Контроль объекта аналитический. Термины и определения.

ОСТ 64-02-003-2002. Продукция медицинской промышленности. Технологические регламенты производства. Содержание, порядок разработки, согласования и утверждения.

ОСТ 95 18-2001. Порядок проведения научно-исследовательских и опытно-конструкторских работ. Основные положения.

ОСТ 95 10398-2000. Оценка состояния измерений в измерительных и испытательных лабораториях. 

СНиП 10-01-2003. Система нормативных документов в строительстве. Основные положения.

ПНД Ф 12.13.1-03. Методические рекомендации. Техника безопасности при работе в аналитических лабораториях (общие положения).

НПАОП 73.1-1.06-77 (ДНАОП 73.1-1.06-77). Основные правила безопасной работы в химических лабораториях. 

 «Правила промышленной безопасности опасных производственных объектов, на которых используется оборудование, работающее под избыточным давлением». Утверждены приказом Федеральной службы по экологическому, технологическому и атомному надзору от 25 марта 2014 г. № 116.

«Требования к технологическим регламентам химико-технологических производств» (утверждены приказом Ростехнадзора от 31.12.2014 г. № 631.

«Методические рекомендации по разработке технологического регламента на производство продукции нефтеперерабатывающей промышленности». Приказ Минэнерго России от 30.09.2003 № 393. 

«Правила промышленной безопасности опасных производственных объектов, на которых используется оборудование, работающее под избыточным давлением». Федеральные нормы и правила в области промышленной безопасности.  Утверждены приказом Федеральной службы по экологическому, технологическому и атомному надзору от 25 марта 2014 г. № 116.

Р 50-605-80-93. Система разработки и постановки продукции на производство. Термины и определения. Утверждены Приказом ВНИИстандарта от 9 июля 1993 г. № 18.

 

Список литературы

[1] P.J. Hauptman, K.J. O’Connor, Procurement and Allocation of Solid Organs for Transplantation, N. Engl. J. Med. 336 (1997) 422–431. doi:10.1056/NEJM199702063360607.

[2] R. Steinbrook, Organ donation after cardiac death., N. Engl. J. Med. 357 (2007) 209–213. doi:10.1056/NEJMp078066.

[3] H. TUNSTALL-PEDOE, Preventing Chronic Diseases. A Vital Investment: WHO Global Report. Geneva: World Health Organization, 2005. pp 200. CHF 30.00. ISBN 92 4 1563001. Also published on http://www.who.int/chp/chronic_disease_report/en/, Int. J. Epidemiol. 35 (2005) 1107–1107. doi:10.1093/ije/dyl098.

[4] K.K. Tong, T.W.K. Lew, L.T. Hui, S. Kong, The transplantable organ shortage in Singapore - Has implementation of presumed consent to organ donation made a difference?, Ann. Acad. Med. Singapore. 38 (2009) 346–353.

[5] A. Vathsala, Twenty-five facts about kidney disease in Singapore: In remembrance of world kidney day, Ann. Acad. Med. Singapore. 36 (2007) 157–160.

[6] S.T. Boyce, M.J. Goretsky, D.G. Greenhalgh, R.J. Kagan, M.T. Rieman, G.D. Warden, Comparative Assessment of Cultured Skin Substitutes and Native Skin Autograft for Treatment of Full-Thickness Burns, Ann. Surg. 222 (1995) 743–752. doi:10.1097/00000658-199512000-00008.

[7] M.J. Yaszemski, R.G. Payne, W.C. Hayes, R. Langer, A.G. Mikos, Evolution of bone transplantation: Molecular, cellular and tissue strategies to engineer human bone, Biomaterials. 17 (1996) 175–185. doi:10.1016/0142-9612(96)85762-0.

[8] L.J. Salmon, V.J. Russell, K. Refshauge, D. Kader, C. Connolly, J. Linklater, L.A. Pinczewski, Long-term outcome of endoscopic anterior cruciate ligament reconstruction with patellar tendon autograft: minimum 13-year review, Am. J. Sports Med. 34 (2006) 721–732. doi:10.1177/0363546505282626.

[9] R. Langer, J.P. Vacanti, Tissue engineering, Science (80-. ). 260 (1993) 920–926. doi:10.1007/978-3-642-02824-3.

[10] R. Skalak, C.F. Fox, Tissue engineering: proceedings of a workshop, held at Granlibakken, Lake Tahoe, California, February 26-29, 1988, Alan Liss New York. 107 (1988) 22.

[11] J. Lanza, R., Langer, R., Vacanti, Principle of Tissue Engineering, 2007. doi:10.1016/S0168-3659(03)00336-5.

[12] C.A. Vacanti, History of Tissue Engineering and A Glimpse Into Its Future, Tissue Eng. 12 (2006) 1137–1142. doi:10.1089/ten.2006.12.1137.

[13] R.M. Nerem, Cellular engineering, Ann. Biomed. Eng. 19 (1991) 529–545. doi:10.1007/BF02367396.

[14] M. Papadaki, Cellular/tissue engineering-promises and challenges in tissue engineering, IEEE Eng. Med. Biol. Mag. 20 (2001) 117–126. doi:10.1109/51.956007.

[15] J. Lahann, A Reversibly Switching Surface, Science (80-. ). 299 (2003) 371–374. doi:10.1126/science.1078933.

[16] A. Khademhosseini, R. Langer, J. Borenstein, J.P. Vacanti, Tissue Engineering Special Feature: Microscale technologies for tissue engineering and biology, Proc. Natl. Acad. Sci. 103 (2006) 2480–2487. doi:10.1073/pnas.0507681102.

[17] J.M. Schakenraad, P.J. Dijkstra, Biocompatibility of poly (DL-lactic acid/glycine) copolymers, Clin. Mater. 7 (1991) 253–269. doi:10.1016/0267-6605(91)90067-P.

[18] A. Matsuo, T. Shuto, G. Hirata, H. Satoh, Y. Matsumoto, H. Zhao, Y. Iwamoto, Antiinflammatory and chondroprotective effects of the aminobisphosphonate incadronate (YM175) in adjuvant induced arthritis, J. Rheumatol. 30 (2003) 1280–1290.

[19] S.M.H. M.H. Huo, D.W. Romness, Metallosis mimicking infection in a cemented total knee replacement, Orthopedics. 20 (1997) 466–470. doi:10.3928/0147-7447-19970501-17.

[20] R.M. Donlan, Biofilms and device-associated infections, in: Emerg. Infect. Dis., 2001: pp. 277–281. doi:10.3201/eid0702.700277.

[21] L. Rimondini, M. Fini, R. Giardino, The microbial infection of biomaterials: A challenge for clinicians and researchers. A short review., J. Appl. Biomater. Biomech. 3 (2004) 1–10. https://www.researchgate.net/publication/46010457_The_microbial_infection_of_biomaterials_A_challenge_for_clinicians_and_researchers_A_short_review.

[22] S. Fukagawa, S. Matsuda, H. Miura, K. Okazaki, Y. Tashiro, Y. Iwamoto, High-dose antibiotic infusion for infected knee prosthesis without implant removal, J. Orthop. Sci. 15 (2010) 470–476. doi:10.1007/s00776-010-1487-8.

[23] B. Pittet, D. Montandon, D. Pittet, Infection in breast implants, Lancet Infect. Dis. 5 (2005) 94–106. doi:10.1016/S1473-3099(05)01281-8.

[24] J.W. Costerton, Bacterial Biofilms: A Common Cause of Persistent Infections, Science (80-. ). 284 (1999) 1318–1322. doi:10.1126/science.284.5418.1318.

[25] Y. Shinto, A. Uchida, F. Korkusuz, N. Araki, K. Ono, Calcium hydroxyapatite ceramic used as a delivery system for antibiotics, J Bone Jt. Surg Br. 74 (1992) 600–604. doi:10.1016/0301-620X/92/4382.

[26] J. Fu, J. Ji, W. Yuan, J. Shen, Construction of anti-adhesive and antibacterial multilayer films via layer-by-layer assembly of heparin and chitosan, Biomaterials. 26 (2005) 6684–6692. doi:10.1016/j.biomaterials.2005.04.034.

[27] A.G. Mikos, M.D. Lyman, L.E. Freed, R. Langer, Wetting of poly(l-lactic acid) and poly(dl-lactic-co-glycolic acid) foams for tissue culture, Biomaterials. 15 (1994) 55–58. doi:10.1016/0142-9612(94)90197-X.

[28] M. Hacker, J. Tessmar, M. Neubauer, A. Blaimer, T. Blunk, A. Göpferich, M.B. Schulz, Towards biomimetic scaffolds: Anhydrous scaffold fabrication from biodegradable amine-reactive diblock copolymers, Biomaterials. 24 (2003) 4459–4473. doi:10.1016/S0142-9612(03)00346-6.

[29] M.C. Wake, P.K. Gupta, A.G. Mikos, Fabrication of pliable biodegradable polymer foams to engineer soft tissues, Cell Transplant. 5 (1996) 465–473. doi:10.1016/0963-6897(96)00025-5.

[30] A.G. Mikos, S. Georgios, J.P. Vacanti, R. Langer, C.L. G, Biocompatible polymer membranes and methods of preparation of three dimensional membrane strucures, 5514378, 1996. https://www.google.com/patents/US5514378.

[31] a G. Mikos, G. Sarakinos, S.M. Leite, J.P. Vacanti, R. Langer, Laminated 3-Dimensional Biodegradable Foams for Use in Tissue Engineering, Biomaterials. 14 (1993) 323–330. doi:Doi 10.1016/0142-9612(93)90049-8.

[32] D.J. Mooney, S. Park, P.M. Kaufmann, K. Sano, K. McNamara, J.P. Vacanti, R. Langer, Biodegradable sponges for hepatocyte transplantation, J. Biomed. Mater. Res. 29 (1995) 959–965. doi:10.1002/jbm.820290807.

[33] K. Whang, C.H. Thomas, K.E. Healy, G. Nuber, A novel method to fabricate bioabsorbable scaffolds, Polymer (Guildf). 36 (1995) 837–842. doi:10.1016/0032-3861(95)93115-3.

[34] Y.Y. Hsu, J.D. Gresser, D.J. Trantolo, C.M. Lyons, P.R.J. Gangadharam, D.L. Wise, Effect of polymer foam morphology and density on kinetics of in vitro controlled release of isoniazid from compressed foam matrices, J. Biomed. Mater. Res. 35 (1997) 107–116. doi:10.1002/(SICI)1097-4636(199704)35:1<107::AID-JBM11>3.0.CO;2-G.

[35] K.F. Leong, C.K. Chua, N. Sudarmadji, W.Y. Yeong, Engineering functionally graded tissue engineering scaffolds, J. Mech. Behav. Biomed. Mater. 1 (2008) 140–152. doi:10.1016/j.jmbbm.2007.11.002.

[36] M.W. Naing, C.K. Chua, K.F. Leong, Y. Wang, Fabrication of customised scaffolds using computer‐aided design and rapid prototyping techniques, Rapid Prototyp. J. 11 (2005) 249–259. doi:10.1108/13552540510612938.

[37] D.W. Hutmacher, Scaffold design and fabrication technologies for engineering tissues — state of the art and future perspectives, J. Biomater. Sci. Polym. Ed. 12 (2001) 107–124. doi:10.1163/156856201744489.

[38] D.W. Hutmacher, Scaffolds in tissue engineering bone and cartilage, Biomaterials. 21 (2000) 2529–2543. doi:10.1016/S0142-9612(00)00121-6.

[39] J.-H. Jang, T.L. Houchin, L.D. Shea, Gene delivery from polymer scaffolds for tissue engineering., Expert Rev. Med. Devices. 1 (2004) 127–138. doi:10.1586/17434440.1.1.127.

[40] L. Shen, J. Haufe, M.K. Patel, G. Science, Product overview and market projection of emerging bio-based plastics, 2009. doi:10.1002/9780470697474.ch1.

[41] R.P. Babu, K. O’Connor, R. Seeram, Current progress on bio-based polymers and their future trends, Prog. Biomater. 2 (2013) 8. doi:10.1186/2194-0517-2-8.

[42] M. Murariu, F. Laoutid, P. Dubois, G. Fontaine, S. Bourbigot, E. Devaux, C. Campagne, M. Ferreira, S. Solarski, Chapter 21 - Pathways to Biodegradable Flame Retardant Polymer (Nano)Composites BT - Polymer Green Flame Retardants, in: Polym. Green Flame Retard., 2014: pp. 709–773. doi:http://dx.doi.org/10.1016/B978-0-444-53808-6.00021-4.

[43] C. Jason, Global Markets and Technologies for Bioplastics, BCC Res. (2014). https://www.bccresearch.com/market-research/plastics/bioplastics-pls050c.html.

[44] V. Flaris, G. Singh, Recent developments in biopolymers, J. Vinyl Addit. Technol. 15 (2009) 1–11. doi:10.1002/vnl.730150102.

[45] A. Gandini, M.N. Belgacem, 4 - The State of the Art of Polymers from Renewable Resources, 2013. doi:http://dx.doi.org/10.1016/B978-1-4557-2834-3.00004-5.

[46] L.-T. Lim, R. Auras, M. Rubino, Processing technologies for poly(lactic acid), Prog. Polym. Sci. 33 (2008) 820–852. doi:10.1016/j.progpolymsci.2008.05.004.

[47] P. Dubois, M. Murariu, The “green” challenge: High-performance PLA (nano) composites, JEC Compos. Mag. 45 (2008) 66–69. http://www.scopus.com/inward/record.url?eid=2-s2.0-56549093845&partnerID=40&md5=20b3067fc6fda09649a3a8945f5bbcc5.

[48] R.P. Pawar, S.U. Tekale, S.U. Shisodia, J.T. Totre, A.J. Domb, Biomedical Applications of Poly(Lactic Acid), PLA Appl. 4 (2014) 40–51. doi:10.2174/2210296504666140402235024.

[49] L.T. Sin, A.R. Rahmat, W.A.W.A. Rahman, Applications of Poly(lactic Acid), in: Handb. Biopolym. Biodegrad. Plast. Prop. Process. Appl., 2012: pp. 55–69. doi:10.1016/B978-1-4557-2834-3.00003-3.

[50] D. Notta-Cuvier, J. Odent, R. Delille, M. Murariu, F. Lauro, J.M. Raquez, B. Bennani, P. Dubois, Tailoring polylactide (PLA) properties for automotive applications: Effect of addition of designed additives on main mechanical properties, Polym. Test. 36 (2014) 1–9. doi:10.1016/j.polymertesting.2014.03.007.

[51] R. Auras, B. Harte, S. Selke, An overview of polylactides as packaging materials, Macromol. Biosci. 4 (2004) 835–864. doi:10.1002/mabi.200400043.

[52] G.E. Luckachan, C.K.S. Pillai, Biodegradable Polymers- A Review on Recent Trends and Emerging Perspectives, J. Polym. Environ. 19 (2011) 637–676. doi:10.1007/s10924-011-0317-1.

[53] D. Notta-Cuvier, M. Murariu, J. Odent, R. Delille, A. Bouzouita, J.M. Raquez, F. Lauro, P. Dubois, Tailoring polylactide properties for automotive applications: Effects of co-addition of halloysite nanotubes and selected plasticizer, Macromol. Mater. Eng. 300 (2015) 684–698. doi:10.1002/mame.201500032.

[54] Y. Xu, J. Loi, P. Delgado, V. Topolkaraev, R.J. McEneany, C.W. Macosko, M.A. Hillmyer, Reactive Compatibilization of Polylactide/Polypropylene Blends, Ind. Eng. Chem. Res. 54 (2015) 6108–6114. doi:10.1021/acs.iecr.5b00882.

[55] K. Hamad, M. Kaseem, H.W. Yang, F. Deri, Y.G. Ko, Properties and medical applications of polylactic acid: A review, Express Polym. Lett. 9 (2015) 435–455. doi:10.3144/expresspolymlett.2015.42.

[56] R.M. Rasal, A. V. Janorkar, D.E. Hirt, Poly(lactic acid) modifications, Prog. Polym. Sci. 35 (2010) 338–356. doi:10.1016/j.progpolymsci.2009.12.003.

[57] P. Yadav, H. Yadav, V.G. Shah, G. Shah, G. Dhaka, Biomedical biopolymers, their origin and evolution in biomedical sciences: A systematic review, J. Clin. Diagnostic Res. 9 (2015) 21–25. doi:10.7860/JCDR/2015/13907.6565.

[58] S.M. Davachi, B. Kaffashi, Polylactic Acid in Medicine, Polym. Plast. Technol. Eng. 54 (2015) 944–967. doi:10.1080/03602559.2014.979507.

[59] G. Castillo-Dali, R. Velazquez-Cayon, M. Serrera-Figallo, A. Rodriguez-Gonzalez-Elipe, J. Gutierrez-Perez, D. Torres-Lagares, Importance of Plga in Scaffolds for Guided Bone Regeneration, J. Oral Implantol. XLI (2014) 152–157. doi:10.1563/AAID-JOI-D-13-00225.

[60] N.C. Bleach, S.N. Nazhat, K.E. Tanner, M. Kellomäki, P. Törmälä, Effect of filler content on mechanical and dynamic mechanical properties of particulate biphasic calcium phosphate--polylactide composites., Biomaterials. 23 (2002) 1579–1585. doi:10.1016/S0142-9612(01)00283-6.

[61] L. Avérous, Biodegradable Multiphase Systems Based on Plasticized Starch: A Review, J. Macromol. Sci. Part C Polym. Rev. 44 (2004) 231–274. doi:10.1081/MC-200029326.

[62] L. Avérous, E. Pollet, Biodegradable Polymers, in: Environ. Silic. Nano-Biocomposites, 2012: pp. 13–39. doi:10.1007/978-1-4471-4108-2_2.

[63] K. Madhavan Nampoothiri, N.R. Nair, R.P. John, An overview of the recent developments in polylactide (PLA) research, Bioresour. Technol. 101 (2010) 8493–8501. doi:10.1016/j.biortech.2010.05.092.

[64] A.P. Gupta, V. Kumar, New emerging trends in synthetic biodegradable polymers - Polylactide: A critique, Eur. Polym. J. 43 (2007) 4053–4074. doi:10.1016/j.eurpolymj.2007.06.045.

[65] E.T.H. Vink, S. Davies, Life Cycle Inventory and Impact Assessment Data for 2014 IngeoTM Polylactide Production, Ind. Biotechnol. 11 (2015) 167–180. doi:10.1089/ind.2015.0003.

[66] T. Yamanaka, H. Ohme, T. Inoue, Future directions for the research and development of polyesters: From high-performance to environmentally friendly, Pure Appl. Chem. 79 (2007). doi:10.1351/pac200779091541.

[67] E.T.H. Vink, K.R. Rábago, D. a Glassner, B. Springs, R.P. O’Connor, J. Kolstad, P.R. Gruber, The sustainability of NatureWorks polylactide polymers and Ingeo polylactide fibers: an update of the future., Macromol. Biosci. 4 (2004) 551–564. doi:10.1002/mabi.200400023.

[68] R. Datta, M. Henry, Lactic acid: recent advances in products, processes and technologies — a review, J. Chem. Technol. Biotechnol. 81 (2006) 1119–1129. doi:10.1002/jctb.1486.

[69] J. Lunt, Large-scale production, properties and commercial applications of polylactic acid polymers, Polym. Degrad. Stab. 59 (1998) 145–152. doi:10.1016/S0141-3910(97)00148-1.

[70] J.C. Middleton, A.J. Tipton, Synthetic biodegradable polymers as orthopedic devices, Biomaterials. 21 (2000) 2335–2346. doi:10.1016/S0142-9612(00)00101-0.

[71] K.E. Perepelkin, Polylactide fibres: Fabrication, properties, use, prospects. A review, Fibre Chem. 34 (2002) 85–100. doi:10.1023/A:1016359925976.

[72] B. Gupta, N. Revagade, J. Hilborn, Poly(lactic acid) fiber: An overview, Prog. Polym. Sci. 32 (2007) 455–482. doi:10.1016/j.progpolymsci.2007.01.005.

[73] R.E. Drumright, P.R. Gruber, D.E. Henton, Polylactic acid technology, Adv. Mater. 12 (2000) 1841–1846. doi:10.1002/1521-4095(200012)12:23<1841::AID-ADMA1841>3.0.CO;2-E.

[74] S. Jamshidian, M., Tehrany, E. A., Imran, M., Jacquot, M., & Desobry, Poly-lactic acid: production, applications, nanocomposites, and release studies, Compr. Rev. Food Sci. Food Saf. 9(5) (2010) 552–571.

[75] J.T. Wertz, T.C. Mauldin, D.J. Boday, Polylactic acid with improved heat deflection temperatures and self-healing properties for durable goods applications, ACS Appl. Mater. Interfaces. 6 (2014) 18511–18516. doi:10.1021/am5058713.

[76] J.-M. Raquez, Y. Habibi, M. Murariu, P. Dubois, Polylactide (PLA)-based nanocomposites, Prog. Polym. Sci. 38 (2013) 1504–1542. doi:10.1016/j.progpolymsci.2013.05.014.

[77] S. C, Why green are here to stay, Compd. World. (2012) 45–51. http://content.yudu.com/A1xaf2/CompoundinWorldJun12/resources/44.htm.

[78] A.J.R. Lasprilla, G.A.R. Martinez, B.H. Lunelli, A.L. Jardini, R.M. Filho, Poly-lactic acid synthesis for application in biomedical devices - A review, Biotechnol. Adv. 30 (2012) 321–328. doi:10.1016/j.biotechadv.2011.06.019.

[79] S.S. Ray, M. Bousmina, Biodegradable polymers and their layered silicate nanocomposites: In greening the 21st century materials world, Prog. Mater. Sci. 50 (2005) 962–1079. doi:10.1016/j.pmatsci.2005.05.002.

[80] H. Tsuji, Poly(lactide) stereocomplexes: Formation, structure, properties, degradation, and applications, Macromol. Biosci. 5 (2005) 569–597. doi:10.1002/mabi.200500062.

[81] X. Pang, X. Zhuang, Z. Tang, X. Chen, Polylactic acid (PLA): Research, development and industrialization, Biotechnol. J. 5 (2010) 1125–1136. doi:10.1002/biot.201000135.

[82] J. Ahmed, S.K. Varshney, Polylactides—Chemistry, Properties and Green Packaging Technology: A Review, Int. J. Food Prop. 14 (2011) 37–58. doi:10.1080/10942910903125284.

[83] D. Garlotta, A Literature Review of Poly(lactic acid), J. Polym. Environ. 9 (2001) 63–84. doi:10.1023/a:1020200822435.

[84] O. Avinc, A. Khoddami, Overview of poly(lactic acid) (PLA) fibre, Fibre Chem. 41 (2009) 391–401. doi:10.1007/s10692-010-9213-z.

[85] R. Mehta, V. Kumar, H. Bhunia, S.N. Upadhyay, Synthesis of Poly(Lactic Acid): A Review, J. Macromol. Sci. Part C Polym. Rev. 45 (2005) 325–349. doi:10.1080/15321790500304148.

[86] S. Slomkowski, S. Penczek, A. Duda, Polylactides-an overview, Polym. Adv. Technol. 25 (2014) 436–447. doi:10.1002/pat.3281.

[87] A. Toncheva, M. Spasova, D. Paneva, N. Manolova, I. Rashkov, Polylactide (PLA)-Based Electrospun Fibrous Materials Containing Ionic Drugs as Wound Dressing Materials: A Review., Int. J. Polym. Mater. Polym. Biomater. 63 (2014) 657–671. doi:10.1080/00914037.2013.854240.

[88] H. Tsuji, Polylactides, in: Y. Doi, A. Steinbüchel (Eds.), Biopolym. Online, Wiley-VCH Verlag GmbH & Co. KGaA, Weinheim, Germany, 2005. doi:10.1002/3527600035.bpol4005.

[89] S.I. Jeong, E.K. Ko, J. Yum, C.H. Jung, Y.M. Lee, H. Shin, Nanofibrous poly(lactic acid)/hydroxyapatite composite scaffolds for guided tissue regeneration, Macromol. Biosci. 8 (2008) 328–338. doi:10.1002/mabi.200700107.

[90] X.-L. Deng, G. Sui, M.-L. Zhao, G.-Q. Chen, X.-P. Yang, Poly(L-lactic acid)/hydroxyapatite hybrid nanofibrous scaffolds prepared by electrospinning, J. Biomater. Sci. Polym. Ed. 18 (2007) 117–130. doi:10.1163/156856207779146123.

[91] X. Xu, X. Chen, A. Liu, Z. Hong, X. Jing, Electrospun poly(l-lactide)-grafted hydroxyapatite/poly(l-lactide) nanocomposite fibers, Eur. Polym. J. 43 (2007) 3187–3196. doi:10.1016/j.eurpolymj.2007.05.024.

[92] S.D. McCullen, Y. Zhu, S.H. Bernacki, R.J. Narayan, B. Pourdeyhimi, R.E. Gorga, E.G. Loboa, Electrospun composite poly(L-lactic acid)/tricalcium phosphate scaffolds induce proliferation and osteogenic differentiation of human adipose-derived stem cells., Biomed. Mater. 4 (2009) 35002. doi:10.1088/1748-6041/4/3/035002.

[93] P. Dinarvand, E. Seyedjafari, A. Shafiee, A. Babaei Jandaghi, A. Doostmohammadi, M.H. Fathi, S. Farhadian, M. Soleimani, New approach to bone tissue engineering: Simultaneous application of hydroxyapatite and bioactive glass coated on a poly(L-lactic acid) scaffold, ACS Appl. Mater. Interfaces. 3 (2011) 4518–4524. doi:10.1021/am201212u.

[94] T. Kasuga, H. Fujikawa, Y. Abe, Preparation of polylactic acid composites containing β-Ca(PO3)2 fibers, J. Mater. Res. 14 (1999).

[95] C. Combes, C. Rey, Amorphous calcium phosphates: Synthesis, properties and uses in biomaterials, Acta Biomater. 6 (2010) 3362–3378. doi:10.1016/j.actbio.2010.02.017.

[96] H. Zhang, Q.W. Fu, T.W. Sun, F. Chen, C. Qi, J. Wu, Z.Y. Cai, Q.R. Qian, Y.J. Zhu, Amorphous calcium phosphate, hydroxyapatite and poly(d,l-lactic acid) composite nanofibers: Electrospinning preparation, mineralization and in vivo bone defect repair, Colloids Surf. B. Biointerfaces. 136 (2015) 27–36. doi:10.1016/j.colsurfb.2015.08.015.

[97] Z. Ma, F. Chen, Y.J. Zhu, T. Cui, X.Y. Liu, Amorphous calcium phosphate/poly(D,L-lactic acid) composite nanofibers: Electrospinning preparation and biomineralization, J. Colloid Interface Sci. 359 (2011) 371–379. doi:10.1016/j.jcis.2011.04.023.

[98] X. Huang, D. Yang, W. Yan, Z. Shi, J. Feng, Y. Gao, W. Weng, S. Yan, Osteochondral repair using the combination of fibroblast growth factor and amorphous calcium phosphate/poly(l-lactic acid) hybrid materials, Biomaterials. 28 (2007) 3091–3100. doi:10.1016/j.biomaterials.2007.03.017.

[99] P.X. Ma, R. Zhang, G. Xiao, R. Franceschi, Engineering new bone tissue in vitro on highly porous poly(α-hydroxyl acids)/hydroxyapatite composite scaffolds, J. Biomed. Mater. Res. 54 (2001) 284–293. doi:10.1002/1097-4636(200102)54:2<284::AID-JBM16>3.0.CO;2-W.

[100] G. Wei, P.X. Ma, Structure and properties of nano-hydroxyapatite/polymer composite scaffolds for bone tissue engineering, Biomaterials. 25 (2004) 4749–4757. doi:10.1016/j.biomaterials.2003.12.005.

[101] E. Nejati, H. Mirzadeh, M. Zandi, Synthesis and characterization of nano-hydroxyapatite rods/poly(l-lactide acid) composite scaffolds for bone tissue engineering, Compos. Part A Appl. Sci. Manuf. 39 (2008) 1589–1596. doi:10.1016/j.compositesa.2008.05.018.

[102] C.R. Kothapalli, M.T. Shaw, M. Wei, Biodegradable HA-PLA 3-D porous scaffolds: Effect of nano-sized filler content on scaffold properties, Acta Biomater. 1 (2005) 653–662. doi:10.1016/j.actbio.2005.06.005.

[103] L.M. Mathieu, M.O. Montjovent, P.E. Bourban, D.P. Pioletti, J.A.E. Månson, Bioresorbable composites prepared by supercritical fluid foaming, J. Biomed. Mater. Res. - Part A. 75 (2005) 89–97. doi:10.1002/jbm.a.30385.

[104] M.A. Liebert, H. Fetal, B. Cells, M.-O. Montjovent, L. Mathieu, D. Ph, B. Hinz, L.E.E.L. Applegate, P.-E. Bourban, P.-Y. Zambelli, J.-A. Månson, D.P. Pioletti, Biocompatibility of bioresorbable poly(L-lactic acid) composite scaffolds obtained by supercritical gas foaming with human fetal bone cells., Tissue Eng. 11 (2005) 1640–9. doi:10.1089/ten.2005.11.1640.

[105] M.O. Montjovent, S. Mark, L. Mathieu, C. Scaletta, A. Scherberich, C. Delabarde, P.Y. Zambelli, P.E. Bourban, L.A. Applegate, D.P. Pioletti, Human fetal bone cells associated with ceramic reinforced PLA scaffolds for tissue engineering, Bone. 42 (2008) 554–564. doi:10.1016/j.bone.2007.10.018.

[106] J. Li, X.L.Lu, Y.F. Zheng, Effect of surface modified hydroxyapatite on the tensile property improvement of HA/PLA composite, Appl. Surf. Sci. 255 (2008) 494–497. doi:10.1016/j.apsusc.2008.06.067.

[107] L. Shen, H. Yang, J. Ying, F. Qiao, M. Peng, Preparation and mechanical properties of carbon fiber reinforced hydroxyapatite/polylactide biocomposites, J. Mater. Sci. Mater. Med. 20 (2009) 2259–2265. doi:10.1007/s10856-009-3785-2.

[108] I. Armentano, M. Dottori, E. Fortunati, S. Mattioli, J.M. Kenny, Biodegradable polymer matrix nanocomposites for tissue engineering: A review, in: Polym. Degrad. Stab., 2010: pp. 2126–2146. doi:10.1016/j.polymdegradstab.2010.06.007.

[109] T. Kaito, A. Myoui, K. Takaoka, N. Saito, M. Nishikawa, N. Tamai, H. Ohgushi, H. Yoshikawa, Potentiation of the activity of bone morphogenetic protein-2 in bone regeneration by a PLA–PEG/hydroxyapatite composite, Biomaterials. 26 (2005) 73–79. doi:10.1016/j.biomaterials.2004.02.010.

[110] S. Rakmae, Y. Ruksakulpiwat, W. Sutapun, N. Suppakarn, Effect of silane coupling agent treated bovine bone based carbonated hydroxyapatite on in vitro degradation behavior and bioactivity of PLA composites, Mater. Sci. Eng. C. 32 (2012) 1428–1436. doi:10.1016/j.msec.2012.04.022.

[111] F.J.H. A. Talal, K.E. Tanner, Hydroxyapatite/polylactic acid (PLA–HA) films as covering for guided tissue regeneration membranes to obtain directional bioactive protein release, 8th World Biomater. Congr. (2008) 708. http://www.proceedings.com/05372.html.

[112] D.T.M. Thanh, P.T.T. Trang, H.T. Huong, P.T. Nam, N.T. Phuong, N.T.T. Trang, T. Hoang, T.D. Lam, J. Seo-Park, Fabrication of poly (lactic acid)/hydroxyapatite (PLA/HAp) porous nanocomposite for bone regeneration, Int. J. Nanotechnol. 12 (2015) 391–404. doi:10.1504/IJNT.2015.067897.

[113] D.S. Zhou, K.B. Zhao, Y. Li, F.Z. Cui, I.S. Lee, Repair of segmental defects with nano-hydroxyapatite/collagen/PLA composite combined with mesenchymal stem cells, J. Bioact. Compat. Polym. 21 (2006) 373–384. doi:10.1177/0883911506068554.

[114] H. Tseng, Method of making a compound precursor by coating, EP1388558 A1, 2004. https://www.google.com/patents/US6723380.

[115] R.L. Kronenthal, Compositions and method for the reduction of post-operative pain, US 8603528 B2, 2013. http://www.google.tl/patents/US8603528.

[116] J.J. Water, A. Bohr, J. Boetker, J. Aho, N. Sandler, H.M. Nielsen, J. Rantanen, Three-dimensional printing of drug-eluting implants: Preparation of an antimicrobial polylactide feedstock material, J. Pharm. Sci. 104 (2015) 1099–1107. doi:10.1002/jps.24305.

[117] T. Furukawa, Y. Matsusue, T. Yasunaga, Y. Shikinami, M. Okuno, T. Nakamura, Biodegradation behavior of ultra-high-strength hydroxyapatite/poly (L-lactide) composite rods for internal fixation of bone fractures, Biomaterials. 21 (2000) 889–898. doi:10.1016/S0142-9612(99)00232-X.

[118] Y. Shikinami, Y. Matsusue, T. Nakamura, The complete process of bioresorption and bone replacement using devices made of forged composites of raw hydroxyapatite particles/poly l-lactide (F-u-HA/PLLA), Biomaterials. 26 (2005) 5542–5551. doi:10.1016/j.biomaterials.2005.02.016.

[119] M. Šupová, Problem of hydroxyapatite dispersion in polymer matrices: A review, J. Mater. Sci. Mater. Med. 20 (2009) 1201–1213. doi:10.1007/s10856-009-3696-2.

[120] X. Qiu, Z. Hong, J. Hu, L. Chen, X. Chen, X. Jing, Hydroxyapatite surface modified by L-lactic acid and its subsequent grafting polymerization of L-lactide, Biomacromolecules. 6 (2005) 1193–1199. doi:10.1021/bm049502l.

[121] S.N. Nazhat, M. Kellomäki, P. Törmälä, K.E. Tanner, W. Bonfield, Dynamic mechanical characterization of biodegradable composites of hydroxyapatite and polylactides, J. Biomed. Mater. Res. 58 (2001) 335–343. doi:10.1002/jbm.1026.

[122] N.C. Bleach, K.E. Tanner, M. Kellomäki, P. Törmälä, Effect of filler type on the mechanical properties of self-reinforced polylactide-calcium phosphate composites, in: J. Mater. Sci. Mater. Med., 2001: pp. 911–915. doi:10.1023/A:1012884310027.

[123] W. Cui, X. Li, S. Zhou, J. Weng, In situ growth of hydroxyapatite within electrospun poly(DL-lactide) fibers, J. Biomed. Mater. Res. Part A. 82A (2007) 831–841. doi:10.1002/jbm.a.31187.

[124] S. Hasegawa, M. Neo, J. Tamura, S. Fujibayashi, M. Takemoto, Y. Shikinami, K. Okazaki, T. Nakamura, In vivo evaluation of a porous hydroxyapatite/poly-DL-lactide composite for bone tissue engineering, J. Biomed. Mater. Res. A. 81 (2007) 930–938. doi:10.1002/jbm.a.31109.

[125] S. Hasegawa, J. Tamura, M. Neo, K. Goto, Y. Shikinami, M. Saito, M. Kita, T. Nakamura, In vivo evaluation of a porous hydroxyapatite/poly-DL-lactide composite for use as a bone substitute, J. Biomed. Mater. Res. Part A. 75A (2005) 567–579. doi:10.1002/jbm.a.30460.

[126] N. Ignjatovic, E. Suljovrujic, J. Budinski-Simendic, I. Krakovsky, D. Uskokovic, Evaluation of hot-pressed hydroxyapatite/poly-L-lactide composite biomaterial characteristics, J. Biomed. Mater. Res. - Part B Appl. Biomater. 71 (2004) 284–294. doi:10.1002/jbm.b.30093.

[127] N. Ignjatović, S. Tomić, M. Dakić, M. Miljković, M. Plavšić, D. Uskoković, Synthesis and properties of hydroxyapatite/poly-L-lactide composite biomaterials, Biomaterials. 20 (1999) 809–816. doi:10.1016/S0142-9612(98)00234-8.

[128] J. Ren, P. Zhao, T. Ren, S. Gu, K. Pan, Poly (D,L-lactide)/nano-hydroxyapatite composite scaffolds for bone tissue engineering and biocompatibility evaluation, J Mater Sci Mater Med. 19 (2008) 1075–1082. doi:10.1007/s10856-007-3181-8.

[129] N. Ignjatovic, D. Uskokovic, Synthesis and application of hydroxyapatite/polylactide composite biomaterial, in: Appl. Surf. Sci., 2004: pp. 314–319. doi:10.1016/j.apsusc.2004.05.227.

[130] N. Gültekin, F. Tıhmınlıoğlu, R. Çiftçioğlu, M. Çiftçioğlu, Ş. Harsa, Preparation and Characterization of PolyLactide-Hydroxyapatite Biocomposites, Key Eng. Mater. 264–268 (2004) 1953–1956. doi:10.4028/www.scientific.net/KEM.264-268.1953.

[131] S.M. Zhang, J. Liu, W. Zhou, L. Cheng, X.D. Guo, Interfacial fabrication and property of hydroxyapatite/polylactide resorbable bone fixation composites, Curr. Appl. Phys. 5 (2005) 516–518. doi:10.1016/j.cap.2005.01.023.

[132] J. Chłopek, A. Morawska-Chochół, G. Bajor, M. Adwent, A. Cieślik-Bielecka, M. Cieślik, D. Sabat, The influence of carbon fibres on the resorption time and mechanical properties of the lactide–glycolide co-polymer, J. Biomater. Sci. Polym. Ed. 18 (2007) 1355–1368. doi:10.1163/156856207782246858.

[133] M. Navarro, M.P. Ginebra, J.A. Planell, S. Zeppetelli, L. Ambrosio, Development and cell response of a new biodegradable composite scaffold for guided bone regeneration, J Mater Sci Mater Med. 15 (2004) 419–422. http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?cmd=Retrieve&db=PubMed&dopt=Citation&list_uids=15332610.

[134] M. Navarro, E. Engel, J.A. Planell, I. Amaral, M. Barbosa, M.P. Ginebra, Surface characterization and cell response of a PLA/CaP glass biodegradable composite material, J. Biomed. Mater. Res. - Part A. 85 (2008) 477–486. doi:10.1002/jbm.a.31546.

[135] M. Charles-Harris, M.A. Koch, M. Navarro, D. Lacroix, E. Engel, J.A. Planell, A PLA/calcium phosphate degradable composite material for bone tissue engineering: an in vitro study, J. Mater. Sci. Mater. Med. 19 (2008) 1503–1513. doi:10.1007/s10856-008-3390-9.

[136] L. Cao, P.G. Duan, H.R. Wang, X.L. Li, F.L. Yuan, Z.Y. Fan, S.M. Li, J. Dong, Degradation and osteogenic potential of a novel poly(lactic acid)/nano-sized β-tricalcium phosphate scaffold, Int. J. Nanomedicine. 7 (2012) 5881–5888. doi:10.2147/IJN.S38127.

[137] Y. Yang, J. Zhao, Y. Zhao, L. Wen, X. Yuan, Y. Fan, Formation of porous PLGA scaffolds by a combining method of thermally induced phase separation and porogen leaching, J. Appl. Polym. Sci. 109 (2008) 1232–1241. doi:10.1002/app.28147.

[138] H. Zhou, J.G. Lawrence, S.B. Bhaduri, Fabrication aspects of PLA-CaP/PLGA-CaP composites for orthopedic applications: A review, Acta Biomater. 8 (2012) 1999–2016. doi:10.1016/j.actbio.2012.01.031.

[139] G. Sui, X. Yang, F. Mei, X. Hu, G. Chen, X. Deng, S. Ryu, Poly-L-lactic acid/hydroxyapatite hybrid membrane for bone tissue regeneration, J. Biomed. Mater. Res. - Part A. 82 (2007) 445–454. doi:10.1002/jbm.a.31166.

[140] B. Chuenjitkuntaworn, P. Supaphol, P. Pavasant, D. Damrongsri, Electrospun poly(L-lactic acid)/hydroxyapatite composite fibrous scaffolds for bone tissue engineering, Polym. Int. (2009) n/a-n/a. doi:10.1002/pi.2712.

[141] X. Wang, G. Song, T. Lou, Fabrication and characterization of nano composite scaffold of poly(l-lactic acid)/hydroxyapatite, J. Mater. Sci. Mater. Med. 21 (2010) 183–188. doi:10.1007/s10856-009-3855-5.

[142] R.Y. Zhang, P.X. Ma, Poly(alpha-hydroxyl acids) hydroxyapatite porous composites for bone-tissue engineering. I. Preparation and morphology, J. Biomed. Mater. Res. 44 (1999) 446–455. doi:10.1002/(SICI)1097-4636(19990315)44:4<446::AID-JBM11>3.0.CO;2-F.

[143] L. Baldino, F. Naddeo, S. Cardea, A. Naddeo, E. Reverchon, FEM modeling of the reinforcement mechanism of Hydroxyapatite in PLLA scaffolds produced by supercritical drying, for Tissue Engineering applications, J. Mech. Behav. Biomed. Mater. 51 (2015) 225–236. doi:10.1016/j.jmbbm.2015.07.021.

[144] X. Teng, J. Ren, S. Gu, Preparation and characterization of porous PDLLA/HA composite foams by supercritical carbon dioxide technology, J. Biomed. Mater. Res. - Part B Appl. Biomater. 81 (2007) 185–193. doi:10.1002/jbm.b.30652.

[145] S. Haimi, N. Suuriniemi, A.-M. Haaparanta, V. Ellä, B. Lindroos, H. Huhtala, S. Räty, H. Kuokkanen, G.K. Sándor, M. Kellomäki, S. Miettinen, R. Suuronen, Growth and osteogenic differentiation of adipose stem cells on PLA/bioactive glass and PLA/beta-TCP scaffolds., Tissue Eng. Part A. 15 (2009) 1473–1480. doi:10.1089/ten.tea.2008.0241.

[146] T. Lou, X. Wang, G. Song, Z. Gu, Z. Yang, Fabrication of PLLA/beta-TCP nanocomposite scaffolds with hierarchical porosity for bone tissue engineering, Int. J. Biol. Macromol. 69 (2014) 464–470. doi:10.1016/j.ijbiomac.2014.06.004.

[147] M.A. Koch, E.J. Vrij, E. Engel, J.A. Planell, D. Lacroix, Perfusion cell seeding on large porous PLA/calcium phosphate composite scaffolds in a perfusion bioreactor system under varying perfusion parameters, J. Biomed. Mater. Res. - Part A. 95 (2010) 1011–1018. doi:10.1002/jbm.a.32927.

[148] M. Charles-Harris, S. del Valle, E. Hentges, P. Bleuet, D. Lacroix, J.A. Planell, Mechanical and structural characterisation of completely degradable polylactic acid/calcium phosphate glass scaffolds, Biomaterials. 28 (2007) 4429–4438. doi:10.1016/j.biomaterials.2007.06.029.

[149] J.-P. Nuutinen, C. Clerc, P. Törmälä, Mechanical properties and in vitro degradation of self-reinforced radiopaque bioresorbable polylactide fibres, J. Biomater. Sci. Polym. Ed. 14 (2003) 665–676. doi:10.1163/156856203322274923.

[150] T. Välimaa, P. Törmälä, Surgical implant, US6524345 B1, 2003. https://www.google.com/patents/US6524345.

[151] T. Lämsä, H. Jin, J. Mikkonen, J. Laukkarinen, J. Sand, I. Nordback, Biocompatibility of a new bioabsorbable radiopaque stent material (BaSO4 containing poly-L,D-lactide) in the rat pancreas, Pancreatology. 6 (2006) 301–305. doi:10.1159/000092772.

[152] J. Yang, C. Wang, K. Shao, G. Ding, Y. Tao, J. Zhu, Morphologies, mechanical properties and thermal stability of poly(lactic acid) toughened by precipitated barium sulfate, Russ. J. Phys. Chem. A. 89 (2015) 2092–2096. doi:10.1134/S0036024415110242.

[153] H.-S. Kim, B.H. Park, J.H. Choi, J.-S. Yoon, Mechanical properties and thermal stability of poly(L-lactide)/calcium carbonate composites, J. Appl. Polym. Sci. 109 (2008) 3087–3092. doi:10.1002/app.28229.

[154] J. Abert, A. Amella, S. Weigelt, H. Fischer, Degradation and swelling issues of poly-(d,l-lactide)/β-tricalcium phosphate/calcium carbonate composites for bone replacement, J. Mech. Behav. Biomed. Mater. 54 (2016) 82–92. doi:10.1016/j.jmbbm.2015.09.016.

[155] C. Schiller, M. Epple, Carbonated calcium phosphates are suitable pH-stabilising fillers for biodegradable polyesters, Biomaterials. 24 (2003) 2037–2043. doi:10.1016/S0142-9612(02)00634-8.

[156] C. Schiller, C. Rasche, M. Wehmöller, F. Beckmann, H. Eufinger, M. Epple, S. Weihe, Geometrically structured implants for cranial reconstruction made of biodegradable polyesters and calcium phosphate/calcium carbonate, Biomaterials. 25 (2004) 1239–1247. doi:10.1016/j.biomaterials.2003.08.047.

[157] C. Gao, J. Gao, X. You, S. Huo, X. Li, Y. Zhang, W. Zhang, Fabrication of calcium sulfate/PLLA composite for bone repair, J. Biomed. Mater. Res. - Part A. 73 (2005) 244–253. doi:10.1002/jbm.a.30283.

[158] B.K.B. Tay Vikas, V. Patel, D.S. Bradford, Calcium sulfate- and calcium phosphate-based bone substitutes mimicry of the mineral phase of bone, Orthop. Clin. North Am. 30 (1999) 615–623. doi:10.1016/S0030-5898(05)70114-0.

[159] J. Ricci, H. Alexander, B. Hollander, Polymer containing calcium sulfate particles for bone augmentation, US7863352 B2, 2011. https://www.google.com/patents/US7863352.

[160] M. V Thomas, D. a Puleo, M. Al-Sabbagh, Calcium sulfate: a review., J. Long. Term. Eff. Med. Implants. 15 (2005) 599–607. doi:10.1615/JLongTermEffMedImplants.v15.i6.30.

[161] J.J. Cooper, Biodegradable implant materials, WO2003059409A2, 2003. https://patents.google.com/patent/WO2003059409A2/en.

[162] J.J. Cooper, Biodegradable implant materials, WO2003059409A3, 2003. https://patents.google.com/patent/WO2003059409A3/en.

[163] M. Murariu, A. Da Silva Ferreira, P. Degée, M. Alexandre, P. Dubois, Polylactide compositions. Part 1: Effect of filler content and size on mechanical properties of PLA/calcium sulfate composites, Polymer (Guildf). 48 (2007) 2613–2618. doi:10.1016/j.polymer.2007.02.067.

[164] M. Gardette, S. Thérias, J.L. Gardette, M. Murariu, P. Dubois, Photooxidation of polylactide/calcium sulphate composites, Polym. Degrad. Stab. 96 (2011) 616–623. doi:10.1016/j.polymdegradstab.2010.12.023.

[165] M. Pluta, M. Murariu, M. Alexandre, A. Galeski, P. Dubois, Polylactide compositions. The influence of ageing on the structure, thermal and viscoelastic properties of PLA/calcium sulfate composites, Polym. Degrad. Stab. 93 (2008) 925–931. doi:10.1016/j.polymdegradstab.2008.02.001.

[166] M. Murariu, A. Da Silva Ferreira, E. Duquesne, L. Bonnaud, P. Dubois, Polylactide (PLA) and highly filled PLA - calcium sulfate composites with improved impact properties, in: Macromol. Symp., 2008: pp. 1–12. doi:10.1002/masy.200851201.

[167] G. Gorrasi, V. Vittoria, M. Murariu, A. Da Silva Ferreira, M. Alexandre, P. Dubois, Effect of filler content and size on transport properties of water vapor in PLA/calcium sulfate composites, Biomacromolecules. 9 (2008) 984–990. doi:10.1021/bm700568n.

[168] S. Mecking, Nature or Petrochemistry?—Biologically Degradable Materials, Angew. Chemie Int. Ed. 43 (2004) 1078–1085. doi:10.1002/anie.200301655.

[169] N. Narayanan, P.K. Roychoudhury, A. Srivastava, L-(+)-lactic acid fermentation and its product polymerization, Electron. J. Biotechnol. 7 (2004) 167–179. http://www.ejbiotechnology.info/content/vol7/issue2/full/7/7.pdf.

[170] L.G. Cima, J.P. Vacanti, C. Vacanti, D. Ingber, D. Mooney, R. Langer, Tissue engineering by cell transplantation using degradable polymer substrates, J. Biomech. Eng. 113 (1991) 143–151. http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?cmd=Retrieve&db=PubMed&dopt=Citation&list_uids=1652042.

[171] A.G. Mikos, Y. Bao, L.G. Cima, D.E. Ingber, J.P. Vacanti, R. Langer, Preparation of poly(glycolic acid) bonded fiber structures for cell attachment and transplantation, J. Biomed. Mater. Res. 27 (1993) 183–189. doi:10.1002/jbm.820270207.

[172] D. Mooney, Stabilized polyglycolic acid fibre-based tubes for tissue engineering, Biomaterials. 17 (1996) 115–124. doi:10.1016/0142-9612(96)85756-5.

[173] R.C. Thomson, M.J. Yaszemski, J.M. Powers, A.G. Mikos, Fabrication of biodegradable polymer scaffolds to engineer trabecular bone, J. Biomater. Sci. Polym. Ed. 7 (1996) 23–38. doi:10.1163/156856295X00805.

[174] K. Раувендааль, А.Я. Малкин, Экструзия полимеров, 4th ed., 2008.

[175] M.S. Widmer, P.K. Gupta, L. Lu, R.K. Meszlenyi, G.R.D. Evans, K. Brandt, T. Savel, A. Gurlek, C.W. Patrick, A.G. Mikos, W.P.J. Charles, Manufacture of porous biodegradable polymer conduits by an extrusion process for guided tissue regeneration, Biomaterials. 19 (1998) 1945–1955. doi:10.1016/S0142-9612(98)00099-4.

[176] S.H. Hyon, F. Jin, K. Jamshidi, S. Tsutsumi, T. Kanamoto, Biodegradable ultra high strength poly(L-lactide) rods for bone fixation, in: Macromol. Symp., 2003: pp. 355–368. doi:10.1002/masy.200350731.

[177] D. Mohn, D. Ege, K. Feldman, O.D. Schneider, T. Imfeld, A.R. Boccaccini, W.J. Stark, Spherical calcium phosphate nanoparticle fillers allow polymer processing of bone fixation devices with high bioactivity, Polym. Eng. Sci. 50 (2010) 952–960. doi:10.1002/pen.21596.

[178] W.M. Saltzman, Tissue engineering: engineering principles for the design of replacement organs and tissues, Oxford university press, 2004. https://books.google.ru/books?hl=ru&lr=&id=KorDMxtkZ_wC&oi=fnd&pg=PR11&dq=Saltzman+WM.+Tissue+engineering:+principles+for+the+design+of+replacement+organs+and+tissues.+Oxford:+OxfordUniversityPress%3B+2004&ots=Nwc7NA68U0&sig=bV8ENEyikRe_MURgoPw33jMgk3U&redir_esc=y#v=onepage&q&f=false.

[179] S. Yang, K.-F. Leong, Z. Du, C.-K. Chua, The Design of Scaffolds for Use in Tissue Engineering. Part I. Traditional Factors, Tissue Eng. 7 (2001) 679–689. doi:10.1089/107632701753337645.

[180] J.C.Y. Dunn, W.-Y. Chan, V. Cristini, J.S. Kim, J. Lowengrub, S. Singh, B.M. Wu, Analysis of cell growth in three-dimensional scaffolds., Tissue Eng. 12 (2006) 705–716. doi:10.1089/ten.2006.12.705.

[181] N.M.S. Bettahalli, I.T.M. Arkesteijn, M. Wessling, A.A. Poot, D. Stamatialis, Corrugated round fibers to improve cell adhesion and proliferation in tissue engineering scaffolds, Acta Biomater. 9 (2013) 6928–6935. doi:10.1016/j.actbio.2013.02.029.

[182] J. Breitenbach, Melt extrusion: from process to drug delivery technology, Eur. J. Pharm. Biopharm. 54 (2002) 107–117. doi:10.1016/S0939-6411(02)00061-9.

[183] M. Vaezi, S. Yang, Extrusion-based additive manufacturing of PEEK for biomedical applications, Virtual Phys. Prototyp. 10 (2015) 123–135. doi:10.1080/17452759.2015.1097053.

[184] Y. Wang, J.F. Mano, Influence of melting conditions on the thermal behaviour of poly(l-lactic acid), Eur. Polym. J. 41 (2005) 2335–2342. doi:10.1016/j.eurpolymj.2005.04.030.

[185] S.C. Cifuentes, R. Benavente, J.L. González-Carrasco, Does magnesium compromise the high temperature processability of novel biodegradable and bioresorbables PLLA/Mg composites?, Rev. Metal. 50 (2014) e011. doi:10.3989/revmetalm.011.

[186] F. Carrasco, P. Pagès, J. Gámez-Pérez, O.O. Santana, M.L. Maspoch, Processing of poly(lactic acid): Characterization of chemical structure, thermal stability and mechanical properties, Polym. Degrad. Stab. 95 (2010) 116–125. doi:10.1016/j.polymdegradstab.2009.11.045.

[187] S.C. Cifuentes, M. Lieblich, F.A. López, R. Benavente, J.L. González-Carrasco, Effect of Mg content on the thermal stability and mechanical behaviour of PLLA/Mg composites processed by hot extrusion, Mater. Sci. Eng. C. 72 (2017) 18–25. doi:10.1016/j.msec.2016.11.037.

[188] H. Yoshimoto, Y.M. Shin, H. Terai, J.P. Vacanti, A biodegradable nanofiber scaffold by electrospinning and its potential for bone tissue engineering, Biomaterials. 24 (2003) 2077–2082. doi:10.1016/S0142-9612(02)00635-X.

[189] Q.P. Pham, U. Sharma, A.G. Mikos, Electrospinning of polymeric nanofibers for tissue engineering applications: a review., Tissue Eng. 12 (2006) 1197–211. doi:10.1089/ten.2006.12.1197.

[190] C.E. Holy, S.M. Dang, J.E. Davies, M.S. Shoichet, In vitro degradation of a novel poly ( lactide-co-glycolide ) 75 / 25 foam, Changes. 20 (1999) 1177–1185. doi:10.1016/S0142-9612(98)00256-7.

[191] Y.S. Nam, T.G. Park, Biodegradable polymeric microcellular foams by modified thermally induced phase separation method., Biomaterials. 20 (1999) 1783–1790. doi:10.1016/S0142-9612(99)00073-3.

[192] H. Lo, S. Kadiyala, S.E. Guggino, K.W. Leong, Poly(L-lactic acid) foams with cell seeding and controlled-release capacity, J. Biomed. Mater. Res. 30 (1996) 475–484. doi:10.1002/(SICI)1097-4636(199604)30:4<475::AID-JBM5>3.0.CO;2-M.

[193] F.J. Hua, G.E. Kim, J.D. Lee, Y.K. Son, D.S. Lee, Macroporous poly(L-lactide) scaffold 1. Preparation of a macroporous scaffold by liquid-liquid phase separation of a PLLA-dioxane-water system, J. Biomed. Mater. Res. 63 (2002) 161–167. doi:10.1002/jbm.10121.

[194] H. Lo, M.S. Ponticiello, K.W. Leong, Fabrication of Controlled Release Biodegradable Foams by Phase Separation, Tissue Eng. 1 (1995) 15–28. doi:10.1089/ten.1995.1.15.

[195] D.J. Mooney, D.F. Baldwin, N.P. Suh, J.P. Vacanti, R. Langer, Novel approach to fabricate porous sponges of poly(D,L-lactic-co-glycolic acid) without the use of organic solvents, Biomaterials. 17 (1996) 1417–1422. doi:10.1016/0142-9612(96)87284-X.

[196] L.D. Harris, B.S. Kim, D.J. Mooney, Open pore biodegradable matrices formed with gas foaming, J. Biomed. Mater. Res. 42 (1998) 396–402. doi:10.1002/(SICI)1097-4636(19981205)42:3<396::AID-JBM7>3.0.CO;2-E.

[197] H. Yokoi, T. Kinoshita, S. Zhang, Dynamic reassembly of peptide RADA16 nanofiber scaffold, Proc. Natl. Acad. Sci. 102 (2005) 8414–8419. doi:10.1073/pnas.0407843102.

[198] S. Zhang, T.C. Holmes, C.M. DiPersio, R.O. Hynes, X. Su, A. Rich, Self-complementary oligopeptide matrices support mammalian cell attachment, Biomaterials. 16 (1995) 1385–1393. doi:10.1016/0142-9612(95)96874-Y.

[199] J.D. Hartgerink, E. Beniash, S.I. Stupp, Peptide-amphiphile nanofibers: A versatile scaffold for the preparation of self-assembling materials, Proc. Natl. Acad. Sci. 99 (2002) 5133–5138. doi:10.1073/pnas.072699999.

[200] R.C. Thomson, M.J. Yaszemski, J.M. Powers, A.G. Mikos, Hydroxyapatite fiber reinforced poly(alpha-hydroxy ester) foams for bone regeneration., Biomaterials. 19 (1998) 1935–43. doi:10.1016/s0142-9612(98)00097-0.

[201] S.J. Hollister, Porous scaffold design for tissue engineering, Nat. Mater. 4 (2005) 518–524. doi:10.1038/nmat1421.

[202] M.E. Gomes, C.M. Bossano, C.M. Johnston, R.L. Reis, A.G. Mikos, In vitro localization of bone growth factors in constructs of biodegradable scaffolds seeded with marrow stromal cells and cultured in a flow perfusion bioreactor., Tissue Eng. 12 (2006) 177–188. doi:10.1089/ten.2006.12.ft-19.

[203] M.E. Gomes, H.S. Azevedo, A.R. Moreira, V. Ell??, M. Kellom??ki, R.L. Reis, Starch-poly(??-caprolactone) and starch-poly(lactic acid) fibre-mesh scaffolds for bone tissue engineering applications: Structure, mechanical properties and degradation behaviour, J. Tissue Eng. Regen. Med. 2 (2008) 243–252. doi:10.1002/term.89.

[204] H.O. Se, G.K. Soung, H.L. Jin, Degradation behavior of hydrophilized PLGA scaffolds prepared by melt-molding particulate-leaching method: Comparison with control hydrophobic one, J. Mater. Sci. Mater. Med. 17 (2006) 131–137. doi:10.1007/s10856-006-6816-2.

[205] S.H. Oh, S.C. Park, H.K. Kim, Y.J. Koh, J.-H. Lee, M.C. Lee, J.H. Lee, Degradation Behavior of 3D Porous Polydioxanone-b-Polycaprolactone Scaffolds Fabricated Using the Melt-Molding Particulate-Leaching Method., J. Biomater. Sci. Polym. Ed. (2010) 37–41. doi:10.1163/092050609X12597621891620.

[206] F. Intranuovo, R. Gristina, F. Brun, S. Mohammadi, G. Ceccone, E. Sardella, F. Rossi, G. Tromba, P. Favia, Plasma modification of PCL porous scaffolds fabricated by solvent-casting/particulate-leaching for tissue engineering, Plasma Process. Polym. 11 (2014) 184–195. doi:10.1002/ppap.201300149.

[207] W. Lin, Q. Li, T. Zhu, Study of solvent casting/particulate leaching technique membranes in pervaporation for dehydration of caprolactam, J. Ind. Eng. Chem. 18 (2012) 941–947. doi:10.1016/j.jiec.2011.09.007.

[208] D. Sin, X. Miao, G. Liu, F. Wei, G. Chadwick, C. Yan, T. Friis, Polyurethane (PU) scaffolds prepared by solvent casting/particulate leaching (SCPL) combined with centrifugation, Mater. Sci. Eng. C. 30 (2010) 78–85. doi:10.1016/j.msec.2009.09.002.

[209] Q. Xing, X. Dong, R. Li, H. Yang, C.C. Han, D. Wang, Morphology and performance control of PLLA-based porous membranes by phase separation, Polymer (Guildf). 54 (2013) 5965–5973. doi:10.1016/j.polymer.2013.08.007.

[210] C. V. Hoven, X.-D. Dang, R.C. Coffin, J. Peet, T.-Q. Nguyen, G.C. Bazan, Improved performance of polymer bulk heterojunction solar cells through the reduction of phase separation via solvent additives., Adv. Mater. 22 (2010) E63–E66. doi:10.1002/adma.200903677.

[211] A. Nandakumar, C. Cruz, A. Mentink, Z. Tahmasebi Birgani, L. Moroni, C. Van Blitterswijk, P. Habibovic, Monolithic and assembled polymer-ceramic composites for bone regeneration, Acta Biomater. 9 (2013) 5708–5717. doi:10.1016/j.actbio.2012.10.044.

[212] A. Gloria, R. De Santis, L. Ambrosio, Polymer-based composite scaffolds for tissue engineering., J. Appl. Biomater. Biomech. 8 (2010) 57–67. doi:10.5301/JABB.2010.49.

[213] H.S. Ramanath, C.K. Chua, K.F. Leong, K.D. Shah, Melt flow behaviour of poly-e-caprolactone in fused deposition modelling, J. Mater. Sci. Mater. Med. 19 (2008) 2541–2550. doi:10.1007/s10856-007-3203-6.

[214] K. Chin Ang, K. Fai Leong, C. Kai Chua, M. Chandrasekaran, Investigation of the mechanical properties and porosity relationships in fused deposition modelling‐fabricated porous structures, Rapid Prototyp. J. 12 (2006) 100–105. doi:10.1108/13552540610652447.

[215] M.H. Too, K.F. Leong, C.K. Chua, Z.H. Du, S.F. Yang, C.M. Cheah, S.L. Ho, Investigation of 3D non-random porous structures by fused deposition modelling, Int. J. Adv. Manuf. Technol. 19 (2002) 217–223. doi:10.1007/s001700200016.

[216] C.W. Lee, C.K. Chua, C.M. Cheah, L.H. Tan, C. Feng, Rapid investment casting: Direct and indirect approaches via fused deposition modelling, Int. J. Adv. Manuf. Technol. 23 (2004) 93–101. doi:10.1007/s00170-003-1694-y.

[217] S.J. Kalita, S. Bose, H.L. Hosick, A. Bandyopadhyay, Development of controlled porosity polymer-ceramic composite scaffolds via fused deposition modeling, Mater. Sci. Eng. C. 23 (2003) 611–620. doi:10.1016/S0928-4931(03)00052-3.

[218] S. Ramakrishna, J. Mayer, E. Wintermantel, K.W. Leong, Biomedical applications of polymer-composite materials: A review, Compos. Sci. Technol. 61 (2001) 1189–1224. doi:10.1016/S0266-3538(00)00241-4.

[219] I. Zein, D.W. Hutmacher, K.C. Tan, S.H. Teoh, Fused deposition modeling of novel scaffold architectures for tissue engineering applications, Biomaterials. 23 (2002) 1169–1185. doi:10.1016/S0142-9612(01)00232-0.

[220] M. Endres, D.W. Hutmacher,  a J. Salgado, C. Kaps, J. Ringe, R.L. Reis, M. Sittinger,  a Brandwood, J.T. Schantz, Osteogenic induction of human bone marrow-derived mesenchymal progenitor cells in novel synthetic polymer-hydrogel matrices., Tissue Eng. 9 (2003) 689–702. doi:10.1089/107632703768247386.

[221] T.G. Van Tienen, R.G.J.C. Heijkants, P. Buma, J.H. De Groot, A.J. Pennings, R.P.H. Veth, Tissue ingrowth and degradation of two biodegradable porous polymers with different porosities and pore sizes, Biomaterials. 23 (2002) 1731–1738. doi:10.1016/S0142-9612(01)00280-0.

[222] F. Wang, L. Shor, A. Darling, S. Khalil, W. Sun, S. Güçeri, A. Lau, Precision extruding deposition and characterization of cellular poly--caprolactone tissue scaffolds, Rapid Prototyp. J. 10 (2004) 42–49. doi:10.1108/13552540410512525.

[223] Z. Xiong, Y. Yan, R. Zhang, L. Sun, Fabrication of porous poly(L-lactic acid) scaffolds for bone tissue engineering via precise extrusion, Scr. Mater. 45 (2001) 773–779. doi:10.1016/S1359-6462(01)01094-6.