CC BY
39
тела. - 2011. - Т. 53. - Вып 7. - С. 1417-1422.
5. Борисов, B.C. Особенности диэлектрического отклика гетерогенных систем с полярной матрицей, содержащей электрически активные включения [Текст] / B.C. Борисов, Ю.В. Аграфонов, JI.A. Щер-баченко [и др.] // Физика твердого тела. — 2011. — Вып. 1. - С. 52-57.
6. Пинчук, JI.C. Термостимулированная деполяризация крови человека [Текст] / JI.C. Пинчук,
А.Г. Кравцов, С.В. Зотов // Журнал технической физики. - 2001. - Т. 71. - Вып. 5. - С. 115-118.
7. Дерягин, Б.В. Вода в дисперсных системах [Текст] / Б.В. Дерягин, Н.В. Чураев, Ф.Д. Овчаренко [и др.] - М.: Химия, 1989. - 228 с.
8. Gaur, M.S. Thermally stimulated current analysis in human blood [Text] /M.S. Gaur, R.K. Tiwari, Prashant Shukla [et al.] // J. Trends Biomater. Artif. Organs. — 2007.-Vol. 21(1).-P. 8-13.
УДК 620.22(075.8): 615.462
О.Н. Саракуз, Г. И. Горя и нов, В.М. Капралова, А.И. Слуцкер
НОВЫЕ ПРОСТРАНСТВЕННО СШИТЫЕ СЕГМЕНТИРОВАННЫЕ ПОЛИЭФИРУРЕТАНСИЛОКСАНОВЫЕ ЭЛАСТОМЕРЫ ДЛЯ МЕДИЦИНСКИХ ИМПЛАНТАТОВ
Одной из наиболее обширных групп полимеров медико-биологического назначения являются полимеры, используемые для создания медицинских имплантатов. Имплантат — объект, вводимый в организм хирургическими методами и функционирующий в условиях полного или частичного окружения живыми тканями, поэтому он должен быть совместим с окружающими тканями по механическим, химическим, поверхностным и фармакологическим свойствам. Изучение биосовместимости медицинских материалов развивается в течение уже 50 лет, и за это время относительно инертными и биосовместимыми в качестве материалов для протезов мягких тканей признаны полиэфиры, фторполимеры (тефлон, или политетрафторэтилен), полипропилен, полиуретаны, силиконы и некоторые сополимеры. На протяжении последних 30 лет для создания имплантатов применялись два основных биоматериала: сшитые силиконовые резины и по-лиуретановые термопласты [1].
Важным преимуществом силиконовых резин, или полиорганосилоксановых эластомеров, по сравнению с другими биоинертны-
ми имплантируемыми материалами, является близость их консистенции к консистенции окружающих тканей. Силоксановые связи, составляющие скелет макромолекул полиор-ганосилоксанов, устойчивы химически и при этом обладают высокой гибкостью. Проблемы при использовании силиконовых имплантатов связаны в основном с адсорбцией окисленных жиров из окружающих тканей, которое вызывает набухание и изменение размеров протеза. К недостаткам силиконовых материалов нужно отнести и необходимость их вулканизации, или создания поперечных ковалентных сшивок для придания материалу необходимых механических свойств, поскольку линейные или разветвленные полиорганосилоксаны при комнатной температуре являются вязкими жидкостями.
Полиуретаны представляют собой сополимеры, состоящие из гибких и жестких сегментов, соединенных уретановой группой —СО(О) . Уретановая группа дает возможность для поперечных сшивок макромолекулярных цепей, что обеспечивает большое разнообразие механических свойств полиуретанов: от мягкого каучукоподобного термопластичного эласто-
мера до прочного конструкционного материала в зависимости от соотношения гибких и жестких сегментов. К недостаткам полиуретанов относятся невысокая химическая стойкость к действию повышенных температур и щелочей, накопление остаточных деформаций при длительных нагрузках, резкая зависимость физико-механических свойств от перепадов температуры. Но несмотря на то, что полиуретаны в силу своего химического строения подвержены биодеградации (распаду с образованием диаминов, диолов и углекислого газа), в настоящее время адекватной замены им как биомедицинскому материалу нет. Полиуретаны сочетают в себе такие свойства, как высокая прочность на разрыв, большое сопротивление истиранию, отсутствие усталости, смазываемостъ, легкость переработки и биосовместимость. С помощью вариации химического строения основной цепи полиуретанов возможно управлять свойствами материала, выбирая наиболее важные для конкретного применения.
В то же время существует ряд нерешенных проблем при использовании этих полимеров, а также новые задачи, которые выдвигаются в связи с развитием хирургических и терапевтических методов лечения [2]. Кроме того, в настоящее время ни один из применяемых в медицине полимеров не может считаться истинно тромбо-резистентным. Поэтому при создании нового материала биомедицинского назначения представляется привлекательным сочетание достоинств указанных полимеров при использовании как в качестве долгосрочных имплантатов, так и для устройств одноразового применения. Сочетание биосовместимости и биостабильности силиконовых эластомеров с технологичностью и прочностью полиуретанов позволило бы создать практически идеальный биоматериал.
Объединить достоинства этих полимеров позволяет использование сополимеров, в которых могут сочетаться свойства полимеров, образующих каждый гомополимер, в едином материале; это, как правило, невозможно при создании композитов физическим смешиванием компонентов. Применение полиоргано-по-лисилоксановых сополимеров для медицинских целей может устранить и недостатки, которые свойственны гомополимерам. Прочность сополимеров может изменяться в широких преде-
лах и превосходить прочность силоксанового каучука в 2—3 раза, при этом механические свойства полиуретана будут сохранены, а гемо-совместимосгь и тромборезистентносгь будут лучше, чем у каждого из материалов по отдельности [3].
Значительный интерес представляют линейные сополимеры, в которых вклады различных по природе блоков создают комплекс специфических свойств. Введение же в такие сополимеры в качестве одного из блоков по-лиорганосилоксана, который характеризуется низкой температурой стеклования, химической, гидролитической, радиационной и термической устойчивостью, высокой газопроницаемостью, малой зависимостью физико-химических свойств от температуры, малым поверхностным натяжением, высокой гидрофобностью и морозостойкостью, позволяет получать материалы с различными полезными свойствами. Еще в 1970-е гг. многие исследовательские группы пришли к мнению о необходимости сочетать достоинства полисилоксанов и полиуретанов в едином биоматериале. На основе этого подхода были созданы покрытия, взаимопроникающие сетки, модифицирующие поверхность добавки к полиуретанам, и, уже в последние годы, высокопрочные сополимеры, обладающие комплексом свойств, делающим их перспективными материалами для имплантатов.
В мире и в РФ выпускаются полиоргано-силоксановые материалы медицинского назначения [4, 5], однако представляется крайне привлекательным и перспективным создание материала, позволяющего проводить направленную вариацию свойств без изменения химизма процесса синтеза. Анализ информационных источников позволяет утверждать, что таким материалом может стать трехмерно сшитый сополимер полиэфируретана и полисилок-сана. Описанные в литературе методы синтеза позволяют получать полисилоксануретаны линейного строения, а также сшитые материалы, включая взаимопроникающие двойные сетки [6]. Однако сополимер, содержащий одновременно протяженные фрагменты полиэфира, полисилоксана и уретановые сшивки, образующие трехмерную сетку, в литературе не описан. Несомненно, что, используя известные из литературы принципы синтеза полиуре-
тансилоксанов, а также варьируя длину блоков, их соотношение и густоту сшивок, можно осуществить направленное изменение физико-механических свойств материала. Новый пространственно сшитый сополимер является термореактопластом, и после отработки технологии из него можно будет создать объемные изделия нужной формы, например индивидуальные (не типовые) эндопротезы. Именно разработка методики синтеза и получение новых пространственно сшитых сегментированных сополимеров эфируретана и силоксана, механическими свойствами которых можно управлять путем варьирования молекулярной массы и относительного содержания сегментов, а также типа отвердителя, являлась задачей работы.
Главной особенностью химизма процесса получения нового трехмерно сшитого поли-эфируретансилоксанового эластомера является использование трехфункционального олигомерного полиэфира (с тремя группами ОН) в качестве одного из компонентов синтеза (форполимеров). Третья группа дает дополнительный узел химической сшивки и позволяет получить материал, который лучше с точки зрения термостабильности его механических свойств. В большинстве используемых сополимеров свойства зависят от физических сшивок (типа Ван-дер-Ваальсовых) между жесткими блоками, которые менее стабильны, чем ковалентные связи, образующиеся при химическом сшивании. Кроме этого, введение полиэфируретановых фрагментов в полисилоксановую цепь повышает гидролитическую устойчивость сополимера, что также важно для биомедицинских применений.
Варьирование механических свойств продукта синтеза — эластомера — возможно путем комбинирования одновременно трех параметров: числа сшивок, молекулярной массы сегментов и соотношения масс сегментов. Кроме того, следует подчеркнуть, что предлагаемый подход должен привести к созданию трехмерно сшитого материала, не содержащего специально встроенных жестких блоков, поэтому продукт синтеза должен оказаться меньше подверженным микрофазовому разделению, то есть будет более однородным морфологически. Это должно способствовать улучшенной формуемости изделий на стадии отверждения.
При этом достоинства полиуретанов, особенно прочность и сопротивление истиранию, должны сохраниться из-за большого относительного количества уретановых группировок. Возможности для вклада физических сшивок в свойства материала также останутся.
Существенно, что при выбранном способе синтеза сополимеров из олигоорганосилокса-нов и органических олигомеров в среде органических растворителей при повышенной температуре образуются регулярно чередующиеся блок-сополимеры с молекулярной массой блоков, эквивалентной средним молекулярным массам олигомеров. Кроме того, реакция поликонденсации удобна тем, что процесс может быть остановлен в любой момент с помощью удаления выделяющегося низкомолекулярного продукта реакции. В рассматриваемом случае это диметиламин, который можно легко удалить из реакционной смеси, тем самым регулируя длину блоков, образующихся в ходе реакции. Поскольку оба исходных компонента синтеза содержат одинаковые функциональные группы, полученный высокомолекулярный сополимер содержит блоки, средняя длина которых зависит как от молекулярной массы олигомеров, так и от соотношения между исходными веществами. Для получения блок-сополимеров с высокой молекулярной массой применялось постепенное дозирование одного из компонентов в зону реакции.
Первым этапом создания новых пространственно сшитых эластомеров являлся синтез эфируретановых и силоксановых форполимеров по специально разработанным методикам.
Процессы синтеза гидроксилсодержащих олигомеров эфируретанов и силоксанов осуществляли в лабораторном реакторе-автоклаве из нержавеющей стали, снабженном мешалкой и рубашкой; реактор был рассчитан на избыточное давление до 5-105 Па и соединен с вакуумной и азотной линиями. Для непрерывного контроля вязкости полимеризацион-ной массы автоклав был соединен с замкнутым контуром, снабженным ротационным вискозиметром, через который насосом осуществлялась непрерывная прокачка полимерной массы из автоклава. Показания вискозиметра фиксировались на самописце. Реакцию получения изоцианатсодержащих форполимеров
осуществляли в трехгорлой колбе с мешалкой и термометром. Мономеры перед синтезом подвергались очистке. Во избежание нежелательных реакций гидролиза и гомоконденсации растворители тщательно высушивались.
Процесс получения жидких олигомеров уретанов (простых полиэфиров) осуществлялся в две стадии. На первой получали полиоксипро-пилентриолы заданной молекулярной массы путем сополимеризации окиси пропилена и низкомолекулярного триола глицерина. Про-тонодонором, обрывающим процесс роста полимерной цепи, служила вода. Нейтрализация щелочи осуществлялась серной кислотой.
В автоклав подавали инициатор (глицерин) и катализатор (безводный гидроксид натрия ИаОН), и смесь нагревали при работающей мешалке до 80—90 °С в токе азота в течение получаса для растворения №ОН в глицерине. Затем температуру в реакторе повышали до 100—110 °С, туда подавали окись пропилена и создавали давление сухого азота порядка (1,5—2)-105 Па. Соотношение компонентов (в массовых частях) было следующим: окись пропилена — 100, глицерина — 10, безводного гидрооксида натрия — 0,5.
На этой стадии реакция продолжалась до тех пор, пока не была достигнута заданная вязкость полимеризационной массы, которая регистрировалась в проточном вискозиметре и фиксировалась на самописце. После этого подавался протонодонор, обрывающий рост полимерных цепей. Оставшаяся (незаполимеризовавшаяся) окись пропилена, глицерин и пузырьки азота отгонялись под вакуумом при этой же температуре в течение одного часа. Затем в автоклав подавали серную кислоту для нейтрализации щелочи при перемешивании в течение получаса до нейтральной реакции (по рН-метру).
Присутствие в процессе полимеризации глицерина обеспечивает прививку к основной полимерной цепи боковой первичной гидроксильной группы, дающей возможность в дальнейшем при осуществлении реакции уретанообразования получить химический узел пространственной сетки. Глицерин берется заведомо с избытком из расчета необходимого присутствия одного радикала глицерина на полимерную цепь с максимальной молекулярной массой приблизительно 6000 Да, в количестве примерно 90 г, то есть
приблизительно 10 % масс, от массы мономера. Избыток глицерина, не вошедшего в полимерную цепь, удаляется после завершения полимеризации вакуумированием.
Полученный полиоксипропилентриол подвергают очистке от возможных примесей (остатков мономера, катализатора, инициатора и т. п.) методом переосаждения этанолом из раствора в толуоле.
Вторая стадия изготовления лабораторных образцов новых видов жидких олигомерных полиуретанов состояла в получении олигомерных полиоксипропилендиизоцианатов (форполи-меров) на основе синтезированных на первой стадии полиоксипропилентриолов по реакции полиоксипропиленов с толуилендиизоциана-том (см. схему 1).
В трехгорлую колбу с мешалкой и термометром загружают необходимое количество полученного ранее гидроксилсодержащего полиэфирного олигомера. При перемешивании и температуре 95—105 °С под вакуумом производится сушка олигомера в течение 1,5 ч до содержания влаги в нем не более 0,005 % масс., определяемого по методу Фишера. Для ускорения реакции изоцианата с гидроксилом добавляется оловоорганический катализатор дибутилдила-урат олова в количестве 0,05—0,10 % масс, от общего веса реакционной массы.
ОНЛу/VAx ОН + 3NCO-Ä-NCO -> ОН
полиэфир диизоцианат
-►NC0-NH-C0-0 СИСО-Ш-КвЙ
I
0
1
СО
I
NH
1
NCO форполимер
Схема 1
По окончании процесса сушки содержимое колбы охлаждают до 55—60 °С, и в нее подается расчетное количество мономерного толуилен-диизоцианата Т-80. Дозировку диизоцианата рассчитывают исходя из соотношения 1 моль диизоцианата на 1 моль-эквивалент гидрокси-ла. Синтез проводится при 50—60 °С в атмосфере сухого азота в течение 2—4 ч до достижения расчетного содержания N СО-групп. Отбор проб на анализ производится каждые полчаса.
Процесс получения образцов жидких олиго-меров силоксанов также состоит из двух стадий.
На первой стадии осуществляется получение жидких низкомолекулярных полиси-локсанов заданной молекулярной массы с концевыми гидроксильными группами путем полимеризации октаметилциклосилоксана. Процесс ведется аналогично процессу синтеза гидроксилсодержащих эфируретанов.
Вторая стадия изготовления жидких оли-гомерных силоксанов состояла в получении уретансодержащих олигомеров (форполиме-ров) с концевыми изоцианатными группами путем обработки гидроксилсодержащих олигомеров силоксанов толуилендиизоцианатом (см. схему 2).
Химизм процесса аналогичен описанному выше для процесса синтеза изоцианатсодержа-щих эфируретанов.
Перед началом синтеза гидроксилсодержащих олигомеров предварительно устанавливалась взаимосвязь между вязкостью полимеризата и молекулярной массой получающихся олигомеров. Для этого в процессе проведения полимеризации через каждые 15 минут из реактора отбирались пробы полимеризата, для которых уже зафиксирована вязкость и в которые сразу же добавлялся протонодонор для прекращения роста полимерной цепи. После вакуумирования с целью удале-
ОНг\А/~х ОН + ЗЫСО-Д-МЮ олигосилоксандиол диизоцианат
н-со-о /\/\/\ о-со-ын N00 форполимер
ния остатков незаполимеризовавшегося мономера, катализатора и пузырьков воздуха методом эбулиоскопии определялась молекулярная масса олигомера в каждой отобранной пробе. Зависимость молекулярной массы олигомеров от вязкости полимеризационной смеси представлена на рисунке. Данные зависимости использовались для определения момента достижения заданной молекулярной массы олигомеров при синтезе.
Было изготовлено по шесть образцов жидких олигомерных изоцианатсодержащих урета-нов и силоксанов, которые охарактеризованы по следующим показателям: молекулярной массе (методом эбулиоскопии), содержанию изоцианатных групп (методом аминного эквивалента), динамической вязкости (применением вискозиметра Гепплера).
а)
ев
ч
вГ и
У
Я
о §
3
«00
4000
2000
150 200 ¡50
Динамическая вязкость, сПуаз
б)
ев
ч:
вГ
и ^
8
5000
»00
Схема 2
Динамическая вязкость, Пуаз
Зависимости молекулярной массы олигооксипропи-лентриолов (а) и олигосилоксандиолов (б) от динамической вязкости полимеризационной смеси
Задача следующего этапа работы—получение полимеров, состоящих из линейных молекул, образованных химически связанными, регулярно расположенными сегментами олигоэфируретана и олигосилоксануретана; последние соединены между собой поперечной пространственной химической сеткой, образованной за счет использования трифункционального полиэфируретана и трифункциональных отвердителей. Этиотверди-тели одновременно выступают как в роли удлинителя цепи, так и сшивающего агента. Полученные таким образом эластомеры представляют собой трехмерно сшитые сополимеры.
Проведено исследование величины, которой может достигать молекулярная масса линейных регулярных сополимеров полиэфируретанов и полисилоксануретанов в процессе удлинения молекулярной цепи в сочетании с поперечным химическим сшиванием при получении разрабатываемых эластомеров. Для этого были изготовлены жидкие полиуретансилоксановые композиции, состоящие из олигооксипропи-лендиолдиизоцианатов и олигосилоксандиизо-цианатов. Для отверждения таких композиций в дальнейшем использовали бифункциональный 1,4-бутандиол. Было приготовлено восемь образцов жидких полимерных полиэфир-поли-силоксануретановых композиций различного химического состава. Показано, что независимо от молекулярной массы полиэфирных и поли-силоксановых сегментов и их массового соотношения в составе жидкой композиции рост линейной цепи сополимеров происходит до приблизительно одинакового молекулярного веса — в пределах 50—57 ООО Да.
Поскольку в новых трехмерно сшитых эластомерах образование трехмерной сетки связей предполагается за счет использования в качестве удлинителя цепи и отверждающего агента трехфункционального реагента (трио-ла — глицерина), то на основании механизма процесса получения эластомеров и данных о молекулярной массе линейных сополимерных цепей можно предположить, что длина линейных полимерных цепей в новых сшитых эластомерах для имплантатов будет близкой к длине цепей линейных сополимеров. Таким образом, молекулярная масса линейных цепей в сшитых сополимерах эфируретанов и силоксанов ожидается в пределах 50—60 ООО Да.
Был проведен экспериментальный подбор наиболее подходящего типа отверждающей системы для разработанных жидких уретан-силоксановых композиций.
Для подбора оптимального типа отверждающей системы были синтезированы шесть образцов эластомеров с использованием в качестве отверждающих агентов наиболее широко применяемых в производстве полиуретанов глицерина, триметилолпропана и триэтаноламина (триолы) и толуилендиамина, гексаметиленди-амина и метилен-бис-о-хлоранилина (диамины). Эластомеры были получены при отверждении указанными материалами смеси (80:20 по массе) полиоксипропилентриизоцианата молекулярной массы 5370 Да и полисилоксанового олигомера (полиметилсилоксандиизоцианата). Отверждение триодами осуществлялось при соотношении количества уретановых и гидрок-сильных групп (NCO : ОН), равном 1:1. При получении твердых полиуретансилоксановых эластомеров с применением 2,4-метилен-бис-о-хлоранилина использовалось среднее значение соотношения количества уретановых и аминных групп (NCO : NH2), равное 1,3.
Из жидких смесей изоцианатсодержащих олигомеров с отвердителями отливались пластинки во фторопластовых формах, после отверждения в течение двух суток при комнатной температуре из пластинок вырубались образцы, для которых проводилось определение первичных физико-механических показателей — прочности и относительного удлинения при разрыве. Анализ этих показателей позволил заключить, что применение диаминов в качестве отвердителя, способствующее введению в структуру полимера мочевинных и биуретовых групп, более высококогезионных по сравнению с уретановыми (образуемыми за счет триолов), обеспечивает более высокие прочностные показатели эластомеров по сравнению с полученными с триольным отвердителем. Из трех использованных диаминов в ряду гексамети-лендиамин — 1,2-толуилендиамин — метилен-бис-о-хлоранилин наибольшую прочность эластомерам придает последний, что связано с наибольшим содержанием в этом эластомере высококогезионных ароматических ядер.
Из трех триолов в ряду глицерин — триме-тилпропан — триэтаноламин наиболее высокие
значения прочности эластомеров достигаются при использовании триэтаноламина, что, возможно, объясняется тем, что третичный амин катализирует тримеризацию изоцианатных групп; это способствует образованию дополнительных узлов пространственной сетки. Более низкие показатели прочности эластомеров, отвержденных триметилолпропаном, связаны, вероятно, со стерическими препятствиями боковых метальных групп отвердителя в реализации межмолекулярных взаимодействий.
На основании полученных экспериментальных данных при синтезе образцов полиэфируре-тансилоксановых эластомеров в качестве отвер-дителей были использованы триэтаноламин и метилен-бис-о-хлоранилин.
При изготовлении образцов отвержденных эфируретансилоксановых эластомеров использовались синтезированные в ходе выполнения работы полиоксипропилентриизоци-анаты (олигомерные полиуретаны с концевыми МСО-группами) и полиуретансилоксаны (олигомерные полисилоксаны с концевыми МСО-группами) примерно одинаковой молекулярной массы. Для обеспечения оптимальной (с нашей точки зрения) плотности пространственной сетки твердых эластомеров молекулярная масса синтезированных полиэфирных и поли-силоксановых олигомеров была относительно низкой (в пределах от 1000 до 5000 Да).
Изготовлено 12 образцов отвержденных по-лиэфируретансилоксановых эластомеров, различающихся молекулярной массой входящих в его состав полиэфируретановых и полисилок-сановых звеньев, массовым соотношением этих звеньев, а также типом отверждающего агента (см. таблицу).
Как следует из данных таблицы, метод использования олигомерных полисилоксанов и полиоксипропилентриолов примерно одинаковой массы, как и предполагалось, позволяет получать пространственно сшитые материалы с регулируемой частотой их пространственной сетки. Предложенный метод был направлен на получение эластомеров с регулярным расположением сегментов различной химической природы в молекулярной цепи, а также на варьирование массового соотношения этих сегментов, использование полиэфируретанов и трехфункциональных отвердителей.
Характеристики образцов отвержденных полиэфируретансилоксановых сополимеров
№ образца Отвер-дитель Соотношение масс ПЭ: ПС Молекулярная масса, Да Расчетная Мс, Да/узел
ПЭ звена ПС звена
1 Триол 80/20 872 1330 1200
2 50/50 1350
3 Диамин 80/20 1380
4 50/50 1450
5 Триол 80/20 2543 2470 1800
6 50/50 2050
7 Диамин 80/20 2100
8 50/50 2300
9 Триол 80/20 5730 5650 5400
10 50/50 6750
ПЭ, ПС — полиэфируретановые и полисилоксановые звенья полимерной цепи;
Мс — удельная молекулярная масса, приходящаяся на один узел разветвления (или на одну поперечную связь).
Применение диамина в качестве отверждающего агента, как и следовало ожидать, приводит к получению материалов с большими значениями расчетной Мс по сравнению с таковыми для образцов с использованием триола (при равных значениях молекулярной массы полиэфирных и полисилоксановых сегментов и их массового соотношения). Это связано с тем, что диамин в большей степени выступает в роли удлинителя полимерной цепи и в меньшей степени—в качестве агента образования биуретовых химических узлов пространственной сетки (при взаимодействии мочевинных групп с изоциа-натными при дозировке диамина в количестве, меньшем эквимолярного).
Таким образом, синтезированы новые пространственно сшитые сегментированные по-лиэфируретансилоксановые эластомеры с регулируемой густотой пространственной сетки связей. Проведение дальнейших исследовательских испытаний физико-механических характеристик синтезированных твердых эластичных полиэфируретансилоксановых материалов позволит выявить их оптимальный состав для изготовления определенных видов медицинских имплантатов.
Статья подготовлена по результатам НИР «Разработка методов создания полиуретановосилоксановых эластомеров для имплантатов нового поколения с повышенной прочностью и долговечностью» по второму этапу выпол-
нения Государственного контракта от 12 апреля 2011 г. № 16.513.11.3049. в рамках ФЦП «Исследования и разработки по приоритетным направлениям развития научно-технологического комплекса на 2007—2013 годы»
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Ward, R.S.. Thermoplastic silicone-urethane copolymers: a new class of biomedical elastomers [Электронный ресурс]: / R.S. Ward // Medical device and diagnostic industry magazine. - 2000. Режим доступа: http://www. mddionline.com/article/
2. Штильман, М.И. Полимеры медико-биологиче-ского назначения [Текст] / М.И. Штильман // Высокомолек. соед. Сер. А -2010. -Т 52. -№ 9. -С. 1551-1569.
3. Райгородский, И.М. Полиоргано-полисилок-сановые сополимеры [Текст] / И.М. Райгородский, B.C. Рабкин, В.В. Киреев. // Высокомолек. соед. Сер А. - 1995. - Т. 37,- № 3. - С. 445-469.
4. Макарова, Л.И. Синтез и свойства силоксан(этиленоксид)-уретановых блок-сополимеров [Текст] / Л.И. Макарова, Л.В. Филимонова, Л.В. Дубровина [и др.] // Высокомолек. соед. Сер.Б. -2010. - Т. 52. - № 6. - С. 1050-1056.
5. Силоксановые каучуки медицинского назначения [Электронный ресурс] // Режим доступа: http:// www.fgupniisk.ru/siloksanovie-kauchuki/medicinskie-polimery/
6. Энтелис, С.Г. Реакционноспособные олигоме-ры [Текст] / С.Г. Энтелис, В.В. Евреинов, А.И. Куза-ев. - М., Химия. -1985. - 303 с.
