CC BY
221
ПРИКЛАДНАЯ ХИМИЯ И ХИМИЧЕСКАЯ ТЕХНОЛОГИЯ
УДК 616.61-78.
И. Ш. Абдуллин, Р. Г. Ибрагимов, О. В. Зайцева,
В. В. Парошин
ПЛАЗМЕННАЯ МОДИФИКАЦИЯ КОМПОЗИЦИОННЫХ ПОЛИМЕРНЫХ МЕМБРАН
ДЛЯ МЕДИЦИНЫ
Ключевые слова: мембраны, модификация, плазма, оксигенатор, гемодиализ.
Рассмотрено современное состояние мембранных технологий в сфере медицины, а также перспективы использования новых модифицированных композиционных мембран. Проведены исследования по модификации ряда композиционных полимерных мембран неравновесной низкотемпературной плазмой (ННТП). Установлено, что после обработки ННТП улучшаются физикомеханические и эксплуатационные свойства мембран.
Keywords: membranes, modification, plasma, oxygenator, hemodialysis.
The current state of membrane technology in the field of medicine, as well as the prospects for the use of the new modified composite membranes. Studies on a number of modifications of composite polymer membranes nonequilibrium low-temperature plasma (NLTP). Found that after treatment NLTP improved physical, mechanical and performance properties of the membranes.
Мембранные технологии играют исключительную роль в развитии медицины. Основной тенденцией в развитии современных медицинских исследований является модернизация существующих методов использования мембран. Реализации этой тенденции способствует разработка нового диапазона функциональных свойств мембран, которая ведется в двух направлениях: разработка новых полимерных материалов и изменение свойств, т.е. модификация уже существующих мембран. Последнее направление является более перспективным, т.к. не требует дополнительных капиталовложений на освоение производства новых полимеров и мембран. В значительной степени развитие этого направления обеспечивается возрастающим спросом на новые мембранные материалы, предназначенные для биотехнологии и медико-биологического использования.
Анализ литературных данных показывает, что мембранные технологии имеют широкое применение в медицине.
Полимеры медицинского назначения широко используются в искусственных системах, имитирующих функции клеточных мембран человека, для разделения и диффузии: кислорода и углекислого газа, водяных паров, питательных веществ, метаболитов и других веществ [1, 2].
При хирургических операциях на сердце и легком кровообращение и газообмен осуществляется в аппаратах “искусственное легкое” - оксигенаторах, основу которых составляют наиболее физиологичные мембранные устройства [3]. С созданием оксигенаторов мембранного типа расширились и области их применения. Кроме обеспечения хирургии сердца оксигенаторы могут быть использованы в так называемой вспомогательной оксигенации для
восстановления функции легких, например, при пневмонии, силикозе, а также при реанимации.
Опыт применения таких мембран показал, что они должны удовлетворять основным требованиям: иметь высокую газопроницаемость по кислороду и углекислому газу; обладать биологической и химической совместимостью с кровью; отличаться достаточно высокой механической прочностью и стойкостью к химическим и физическим факторам, действующим на мембрану при ее стерилизации и эксплуатации.
Максимально повысить процессы газообмена при оксигенации крови (помимо оптимизации конструкции оксигенатора) возможно за счет эффективности мембраны, которая зависит от природы полимера и ее толщины. Высокая эффективность мембраны не столько позволяет варьировать проницаемость кислорода (гемоглобин крови усваивает строго определенный его объем), сколько важна для быстрого выделения (элиминации) углекислого газа из крови. Движущей силой элиминации СО2 является небольшое парциальное давление в крови, которое не поддается произвольному регулированию извне. Следовательно, скорость выделения двуокиси углерода всецело зависит от эффективности и селективности самой мембраны.
Исследования условий использования полимеров в системах искусственного кровообращения, механизма массообмена в естественном легком и газопроницаемости полимерных мембран показали, что наиболее подходящими для оксигенаторных мембран являются материалы на основе полиорга-носилоксанов [4]. Важным является и то, что поли-органосилоксаны обладают хорошими антитромбо-генными свойствами. Применение изотропных мембран из полиэтилена, производных целлюлозы и других полимеров [5] не дало желаемых результатов
по эффективной оксигенации крови вследствие их малой проницаемости (табл. 1).
Таблица 1 - Проницаемость полимерных материалов, используемых в оксигенаторах
№ Материал мембраны Газопрони- цаемость, Рх108смЗсм/с м2 с см рт. ст. Селек- тивность РСО2/РО 2 Паро-прони-цае-мость по воде Qri0S г/см2 с см рт. ст.
О2 СО2
1 Полиэтилен 2,8 1,2 0,4З 0,З
2 Политетрафторэти- лен и З 2 0,0З
З Полидиметилсилок- сан ЗЗ ЗЗ0 6 20
4 Поликарбонатсилок- сан 16 97 З,7 7
З Этилцеллюлоза 2,1 4,1 1,9З -
6 Перфторбутират- этилцеллюлозы З 2З З -
7 Полиалкиленсульфон 10 40 4 -
S Политетрафторэтилен пористый Б = 1мкм З000 З000 1 З600
9 Поли-4-метилпентен-1 с силиконовым маслом (1:1) 4 1З З,2З -
Одним из способов увеличения поверхности контакта кислорода с кровью и уменьшения толщины пленки крови на поверхности мембраны является использование капиллярной формы мембран. Она также позволяет увеличить рабочую площадь мембраны (в единице объема) и, следовательно, уменьшить габариты аппарата. В первых модулях такого типа использовались мембраны в виде пакета из капиллярных силоксановых трубок 0,5 м2 (850 штук), длиной 30 см, с толщиной стенок 162 мкм и диаметром 625 мкм. Мембрана 1 м2 имеет производительность 1л O2 в минуту. Опробованные в качестве оксигенаторных мембран капилляры из поли-диметилсилоксанов имели следующие недостатки: низкий процент открытых пор, большой внутренний диаметр и высокую стоимость. Поэтому были исследованы термопластичные полимеры (например, поли-4-метилпентен-1 - П4МП1), модифицированные жидкими силоксанами. П4МП1 смешивали с силоксановым маслом вязкостью 10 сСт при нагревании и экструдировали в полые волокна с внутренним диаметром 50 мкм и толщиной стенки 10 мкм. Прочность такого волокна при растяжении - 5 МПа. Газопроницаемость модифицированных волокон достигала 85% от проницаемости медицинской резины из силикона. При рециркуляции крови человека за 24 часа через оксигенатор с полыми волокнами (площадью 1м2) не было обнаружено заметного увеличения содержания силоксана в крови.
Работы японских ученых с литьевыми и экструзионными составами силиконовых каучуков позволили создать капиллярные мембраны с наружным диаметром до 300 мкм и толщиной стенки до 50 мкм [6]. Фирма “Baxter” (США) запатентовала мембрану из полого волокна, в том числе и из силиконов, с
обвивающей его на определенном расстоянии по шагу монофиламентной нитью [7]. Разновидностью этого является половолоконная мембрана со сформированными на внешней поверхности волокна овальными выступами 10-30 мкм, занимающими до 60% поверхности мембраны [8]. Предложенные капиллярные мембраны (рис. 1) пригодны для увеличения турбулизации потока крови и, следовательно, повышения эффективности оксигенации.
02
а)
г
б)
Рис. 1 - Половолоконные мембраны для оксигенатора: 1 - половолоконная мембрана, 2 - моно-филаментная нить (а), овальные выступы (б)
Отечественные исследователи разработали несколько вариантов пленочных асимметричных мембран на основе винилтриметилсилана (мембрана-ПВТМС) [9], полиарилат-полисилоксана (мембрана-Силар) [10] и ПК-ПДМС (мембрана-Карбосил-АС) (рис. 2) [11]. Последние были использованы в плоскостных моделях оксигенаторов [12, 13].
2
Рис. 2 - Электронная микрофотография асимметричной мембраны из поликарбонатсилокса-на: 1 - диффузионный слой, 2 - пористый слой
Высокая эффективность мембран для оксигенаторов была в дальнейшем достигнута за счет использования пористых плоских и волоконных систем из гидрофобных политетрафторэтилена [5], полипропилена (ОБЬвАКЭ) и других полимеров.
Технология изготовления пористых мембран связана с подбором фракций гранул полимера определенного размера и режимов их прессования, а также режимов экструзии и вытяжки образующихся пленок и волокон [13]. Разброс по размерам пор, например, для фторопластовой мембраны лежит в диапазоне 2-6х10 А. Поэтому газовые потоки через пористые мембраны значительно больше (табл. 1), чем через сплошные, и площади газообмена в оксигенаторе меньше (1 м2 вместо 3-5 м2).
Однако, как показали последние исследования, такие мембраны имеют и ряд недостатков, связанных с их пористой структурой: 1) возможность попадания пузырьков газа в кровь, что может вызвать эффект послеоперационного невротического расстройства; 2) гидрофилизация липидами крови поверхности пор волокна и проникновение крови в поры, что приводит к ухудшению газопереноса и 3) отрицательное влияние газовых менисков в устьях пор мембраны, создающих высокое поверхностное натяжение крови [14, 15].
Недостатки пористых мембран можно нивелировать путем нанесения на их поверхность односторонней, микронного уровня сплошной пленки, например, из полиарилат-полисилоксана [16], которая обладает высокой газопроницаемостью и хорошей гемосовместимостью. Скорость переноса кислорода для данной модифицированной мембраны в виде полого волокна из полипропилена составляет до 97%, а скорость элиминации углекислого газа -до 75% от соответствующих показателей непокрытой мембраны.
Разработки мембран асимметричной структуры для оксигенаторов в последнее время приобрели доминирующее значение, так как помимо высокой эффективности тончайший, плотный слой на основе силиконов или их сополимеров исключает опасность тромбообразования и внесения инфекции в кровь с пузырьками воздуха. На такие мембраны дополнительно может быть нанесен слой альбумин-гепаринового покрытия, прочно фиксированного на мембране, что способствует повышению оксигена-ции и элиминации углекислоты при внелегочном газообмене [17].
Кожный покров человека, состоящий из коллагеновых белков, является идеальной природной мембраной, выполняющей многочисленные обменные и защитные функции. Как известно, число травмированных людей в результате техногенных, стихийных, бытовых и других случаев очень велико и большую часть из них занимают люди с поражением участков кожи. Замена поврежденных участков кожи человека путем трансплантации здоровой в случае другого реципиента лимитирована процессами ее отторжения, а реплантация кожи у одного и того же человека ограничена площадью раневой поверхности [1].
Тем не менее, достигнуты определенные успехи по выращиванию клеток кожи на микросферах или пленках из газопроницаемых и биосовместимых материалов и размножению их в биосредах с целью пересадки на раневые участки кожи [18].
Для предотвращения процессов обезвоживания и интоксикации организма (пары воды проходят через неповрежденную кожу со скоростью 8,5-12,5 г/м2ч, а в области без нее в 10 раз больше) в результате травмированных областей эпидермы большое значение приобретает метод лечения с использованием специальных полимерных покрытий, осуществляющих функцию “искусственной кожи”.
Примером закрывающей пленки-повязки из гидрофильной полиуретановой мембраны, не содержащей лекарства, является широко известный материал “Ор-8Ие”, на который по краям нанесен липкий фиксирующий слой. Лечение раны происходит за счет создания под “дышащей” пленкой оптимальной водной микросреды. Однако для предотвращения инфекции необходимо систематически применять антибиотики, и во время снятия повязки наблюдается болевой эффект [2].
В США создано покрытие “8раМга” с внешним мембранным слоем из полиуретансилоксана, пористым пенополиуретаном и адгезивным слоем, содержащим лекарственное начало пролонгированного выделения в рану (рис. 3). Отмечено, что чем больше содержание силоксановой составляющей в покрытии, тем меньше оно прилипает к ране [19].
Рис. 3 - Трехслойное строение покрытия “Спанд-ра”: 1 - пропитанная ткань, 2 - слой, контролирующий высвобождение лекарства, 3 - мембрана, 4 - антиадгезионная бумага
В последнее время разрабатываются покрытия с использованием гидрогелей на основе полиакриламида, полиакрилата натрия и поливинилпирро-лидона (ПВП) [20], гиалуроновой кислоты [21], а также из полигликолида или его сополимеров и ПВП [22]. Природные покрытия на основе полисахаридов и фторкаучука [23], хитозана [24], коллагена и синтетического полилактида [25], коллагена и гликозаминогликана (с верхним слоем из силиконового эластомера) [26], обладающих способностью к рассасыванию в эксудате, представляют несомненный интерес. Тонкая мембрана из силоксановых сополимеров для оксигенаторов может быть использована для этих целей в комплексе с двумя слоями из ПЭГ или ПВС и сополимеров лактида с гликоли-дом [27]. Показана перспективность “искусственной кожи”, состоящей из губчатого коллагена, биодеградирующей синтетической поли-Ь-молочной кислоты с антибиотиком. Покрытие содержит верхний, тонкий мембранный газопроницаемый слой из силикона, регулирующий процессы паро- и газообмена [28].
При разработке искусственной почки главное значение придается созданию новой мембраны, ко-
торая бы селективно выделяла из крови отработанные вещества. К гемодиализным мембранам предъявляются следующие требования. Во-первых, мембраны для гемодиализа должны обеспечивать высокий клиренс (т. е. высокую степень очистки) и высокую проницаемость; это позволит снизить продолжительность сеанса гемодиализа и повысить качество очистки. Во-вторых, важным параметром гемо-диализных мембран, ввиду специфики их использования, является биосовместимость. Биосовместимость — отсутствие патологической реакции при контакте крови с биоматериалами экстракорпорального контура кровообращения и компонентами диа-лизирующего раствора.
Эта характеристика является очень важной, поскольку высокая биосовместимость позволяет избежать большого количества побочных эффектов и осложнений, возникающих в процессе гемодиализа. Кроме того, важными требованиями к гемодиа-лизным мембранам является их стоимость и способность к стерилизации. В случае гемодиализа стоимость мембран является крайне важным параметрам, поскольку необходимая частая их смена.
В настоящее время гемодиализных мембран много. Для практической работы важно знать гидравлическую проницаемость мембраны, так как ею обусловлен коэффициент ультрафильтрации гемодиализатора. По данному параметру мембраны подразделяют на:
- мембраны с нормальной проницаемостью (low-flux);
- мембраны с высокой проницаемостью (high-flux).
Кроме того мембраны для гемодиализа можно классифицировать по материалу, из которого изготовлены мембраны. По этой классификации мембраны, применяемые в гемодиализе, можно разделить на два класса см. (рис. 4): мембраны на основе целлюлозы и синтетические мембраны. Мембраны на основе целлюлозы - чаще всего гомогенные; синтетические мембраны -гетерогенные.
Рис. 4 - Классификация мембран для гемодиализа
Ниже представлены некоторые виды современных гемодиализных мембран, на примере которых можно проследить, как выполняются предъявляемые к мембранам требования.
Примером синтетической мембраны может служить мембрана Diapes®. Она представляет собой композитную мембрану, имеющую в своем составе гидрофильную и гидрофобную части.
Мембрана Diapes® состоит из гидрофобного полиэфирсульфона и гидрофильного поливинилпи-ролидона. Это придает мембране хороший профиль биосовместимости с низким взаимодействием с компонентами крови. Структура мембраны Diapes® представляет собой комбинацию из трех слоев с различным размером пор и функциональностью, что позволяет применять мембрану в широком диапазоне требований ультрафильтрации и конвекции. Толщина мембраны Diapes® составляет около 30 микрон.
Одним из отличительных свойств мембраны Diapes® является высокая по сравнению с традиционными мембранами проницаемость для средних молекул, благодаря чему она обладает повышенными очищающими свойствами в отношении различных протеинов и связанных с протеинами токсинов.
HEMOPHAN® - целлюлозная мембрана, которая была разработана с целью улучшения биосовместимости мембраны CUPROPHAN®, сохраняя очищающие свойства мембраны из купрофана.
HEMOPHAN® представляет собой первую диализную мембрану, изготовленную на основе целлюлозы, модифицированной путем замены некоторых гидроксильных групп диэтиламиноэтильны-ми радикалами (DEAE). Положительно заряженные группы DEAE повышают градиент концентрации на мембране отрицательно заряженных фосфатов и увеличивают их клиренс. С одной стороны, мембрана HEMOPHAN® сохраняет хорошие механические свойства, характерные для целлюлозных мембран, а с другой - обеспечивает хорошую биосовместимость при взаимодействии с кровью, уменьшая побочные эффекты.
Биополимер SMC представляет собой синтетически модифицированную целлюлозу, в которой часть гиброфильных гидроксильных групп заменена гидрофобными бензильными. Это позволяет мембранам на основе SMC сочетать высокие очищающие свойства целлюлозных мембран с повышенной биосовместимостью синтетических.
Бензил-целлюлоза, благодаря сильным химическим связям и физическим свойствам, оказывается более стабильной, чем любая другая модифицированная целлюлоза. При этом полностью отсутствует риск выделения токсичных синтетических компонентов.
Из всего вышесказанного можно сделать следующий вывод: мембраны на основе целлюлозы имеют более высокую очищающую способность (высокий клиренс), в то время, как синтетические мембраны имеют более высокую биосовместимость. В связи с этим, в настоящее время применяют мембраны из синтетически модифицированной целлюлозы, в которых сочетаются свойства и синтетических, и целлюлозных мембран.
В работе [29] представлены результаты исследований по применению полимерных трековых мембран с наноструктурированной поверхностью в
качестве эксплантодренажа для хирургического лечения рефрактерной глаукомы. Для наноструктурирования поверхностного слоя мембран применена обработка в кислородсодержащей плазме. В эксперименте in vivo изучена тканевая реакция глаз кроликов на имплантацию дренажа. Результаты гистологического исследования продемонстрировали минимальную воспалительную клеточную реакцию на дренаж. После антиглаукоматозных операций определялись плоские разлитые фильтрационные подушечки и во всех случаях была достигнута стойкая стабилизация внутриглазного давления.
К достоинствам трековых мембран можно отнести высокую механическую прочность по сравнению с другими видами мембран, химическую и биологическую инертность, возможность работы при температуре до 120 0С, малое содержание возможных примесей, которые могут мигрировать в фильтрат, возможность тангенциальной механической очистки поверхности мембраны.
Эти достоинства обеспечивают внеконку-рентность фильтров. Тем не менее, они обладают и некоторыми недостатками:
- фильтры улавливают только микроорганизмы и болезнетворные бактерии, размер которых превышает 0,4 мкм;
- срок жизни мембраны определяется в большой степени её механической прочностью, эластичностью и истираемостью при тангенциальной механической очистке, которая всё-таки имеет место;
- желательно было бы облегчить отмывку поверхности картриджа мембранного фильтра за счет материала с поверхностью мембраны;
- пропускная способность фильтрата через некоторое время работы ухудшается в результате уменьшения размера пор, вызванного набуханием полимера.
Исключение этих недостатков ещё более повысит качество бытовых мембранных фильтров для очистки воды, обеспечивая создание бактерицидного картриджа мембранного фильтра с высоким ресурсом работы при постоянной пропускной способности фильтра.
Развитие методов синтеза и модификации медицинских полимеров и сополимеров, взаимопроникновение идей и методов химии, биологии и медицины позволяют перейти к решению важнейших задач теоретической и практической медицины. Функциональные свойства полимерных мембран нового поколения определяются их химической природой, надмолекулярной структурой и свойствами поверхности, находящейся в контакте с биологической средой или живым организмом. Таким образом, эти свойства тесно связаны с характеристиками полимерной поверхности и определяют методы целенаправленного изменения этих свойств.
Большинство методов модификации мембран имеет ряд недостатков. По сравнению с другими методами модификации композиционных мембран, плазменная технология имеет следующие преимущества:
-экологичность, т. к. вредные вещества не используются для обработки и не образуются в виде побочных продуктов;
-обеспечение воспроизводимых результатов благодаря использованию программируемого регулятора процесса;
-автоматизация и интегрируемость в технологические линии;
-щадящее воздействие на композиционные мембраны из-за отсутствия значительной температурной нагрузки;
-отсутствие воздействия агрессивных химикатов на обрабатываемые материалы [30-33].
При обработке ННТП полимерных мембран (ацетатцеллюлозных, фторопластовых, полисульфо-новых, полиэфирсульфоновых) в качестве плазмообразующего газа применялся чистый аргон, аргон с добавками воздуха, азота, пропана и бутана. Модифицированные мембраны помещались в камере на специальных подставках. Время обработки мембран плазмой изменялось в диапазоне от 1 до 15 мин. Расход плазмообразующего газа через разрядную камеру был равен G=0.04 г/с, давление Р =26,6 Па, напряжение изменялось от 1,5 до 7,5 кВ.
Изменения в структуре полимерных композиционных мембран в результате обработки ВЧЕ-плазмой пониженного давления оценивали с помощью электронной сканирующей микроскопии MultiMode V производства фирмы Veeco (США).
Физико-химические свойства мембранного элемента позволяют регулировать медико-
биологические функции аппаратов и покрытий и, следовательно, их лечебные свойства. В результате модификации ННТП мембраны приобретают оптимальную пористую структуру, повышают селективные и производительные свойства, а также становятся более гидрофильными. Повышение этих свойств позволит вывести мембранные технологии в медицине на более высокий качественный уровень.
Работа выполнена на оборудовании ЦКП «Наноматериалы и нанотехнологии» при финансовой поддержке Министерства образования и науки Российской Федерации в рамках федеральной целевой программы «Исследования и разработки по приоритетным направлениям развития научнотехнологического комплекса России на 2007-2013 годы» по госконтракту 16.552.11.7060.
Литература
1. Полимеры медицинского назначения. // Под ред. Сэноо Манабу. М.: Медицина. 1981.
2. Никулина Е.П. Применение полимерных материалов в медицине за рубежом / Е.П. Никулина// М.: НИИТЭХИМ, 1984, № 9.
3. Galletti P. Appliance of plastics in membrane oxigenators / Р. Galletti // J. Biomed. Mater. Res. 1971. V. 5, No 1, P. 129-134.
4. Райгородский И.М., Савин В.А. Применение газопроницаемых полимерных мембран в медицине/ И.М. Рай-городсикй, В.А. Савин // Пластмассы. 1976. № 1, С. 6165.
5. Krajewska B., Lezko M. Oksygenatory membranowe krwi /
В. Krajewska, М. Lezko // Polim. med. 1983. V. 13, No 3-
4, P. 93-115.
6. US. Pat. № 5.964.725, 1999. Gas exchange apparatus using improved silicon rubber hollow.
7. PCT. WO 95/34373, 1995. Monofilament spacing of hollow fiber membranes and blood oxygenation devices incorporating same.
8. PCT. WO 00/01472, 2000. Means for improving transport from hollow fiber membranes and membrane molecules.
9. Карачевцев В.Г., Бон А.И., Дубяга В.П. и др. Анализ кривых фазового равновесия систем блок-сополимер Силар - растворитель - осадитель для получения мембран / В.Г. Карачевцев, А.И. Бон, В.П. Дубяга // Высо-комолекул. соед. Сер. А. 1988. Т. 30, № 4, С. 737-743.
10. Листвойб Г.И., Райгородский И.М., Гольдберг Э.Ш. Влияние композиционной неоднородности на структуру, фазовое состояние и свойства концентрированных растворов поликарбонат-полидиметилсилоксановых блок-сополимеров и мембран на их основе / Г.И. Листвойб, И.М. Райгородский, Э.Ш. Гольдберг // Высокомо-лекул. соед. Сер. А. 1991. Т. 33, № 4, с. 778-784.
11. Пат. РФ № 2017503, 1994. Массообменное устройство.
12. Пат. РФ № 2108115, 1998. Массообменное устройство.
13. PCT. WO 96/38221, 1996. Method of producing hollow fiber polymer membranes.
14. Montoya J., Shanley C., Bartlett R. Plasma leakage through microporous membranes; role of phospholipids / J. Montoya, С. Shanley, R. Bartlett // Trans. ASAIO. 1992. V. 38, P. 339.
15. Karichev Z., Muler A., Vishnevsky M. Spontaneous gas bubbling at microporous oxygenators / Z. Karichev, А. Muler, М. Vishnevsky // Artif. Organs. 1999. V. 23, No 10, P. 904.
16. Каричев З.Р., Мулер А.Л. Применение композиционных половолоконных мембран для оксигенации крови /
З.Р. Каричев, А.Л. Мулер // Теор. основы хим. технол. 2001. Т. 35, № 4, С. 1-7.
17. Пат. РФ № 2048818, 1995. Мембранный оксигенатор.
18. Пат. РФ № 2104039, 1998. Заменитель живой кожи, способ его получения и способ обработки повреждений живой кожи.
19. Сцихер М. и др. Спандра: Раневая повязка длительного высвобождения / М. Сцихер М. // Отчет института стоматологических исследований армии США, 1989.
20. Пат. РФ № 2157243, 2000. Гидрогелевая композиция и перевязочные средства из нее для лечения ран различной этиологии.
21. Пат. РФ № 2162343, 2001. Биосовместимый полимерный материал и способ его получения.
22. Пат. РФ № 2120306, 1999. Средство для лечения ран и ожогов.
23. Пат. РФ № 2091082, 1997. Покрытие для ран и способ его получения
24. Пат. РФ № 2031661, 1995. Средство для лечения ран и оказания первой медицинской помощи.
25. Пат. РФ № 2117492, 1998. Ранозаживляющее и остео-пластическое средство.
26. Yannas I. et al. Wound tissue can utilize a polymeric template to synthesize a functional extension of skin // Science. 1982. V. 215, No 8, P. 174-176.
27. Пат. РФ № 2125859, 1999. Медицинская повязка.
28. Matsuda K. Evaluation of a bilayer artificial skin capable of sustained release of an antibiotic / К. Matsuda[et al.]. // Biomaterials. 1992. V. 13, No 2, P. 119-122.
29. Райгородский И.М. Газодиффузионные мембранные материалы для оксигенации крови и “искусственной кожи” / И.М.Райгородский [и др.]. // Крит. технол. Мембраны. - 2002.- № 14. С. 18-28.
30. Абдуллин И.Ш., Нефедьев Е.С., Ибрагимов Р.Г., Па-рошин В.В. Усовершенствование технологии производства трубчатых ультрафильтров БТУ-0,5/2// Вестник Казанского технологического университета.- 2012.- №6.-
С.50-54.
31. Абдуллин И.Ш., Нефедьев Е.С., Ибрагимов Р.Г., Па-рошин В. В. Применение мембранной технологии для очистки сточных вод кожевенно-обувных предприятий// Вестник Казанского технологического университета.-2012.- №6.-С.21-27.
32. Абдуллин И.Ш. Модификация композиционных мембран/ И.Ш. Абдуллин [и др.] // Вестник Казанского технологического университета.- 2012.- №15.-С.76-84.
33. Абдуллин И.Ш. Композиционные мембраны/ И. Ш. Абдуллин [и др.] // Вестник Казанского технологического университета.- 2012.- №15.-С.63-66.
© И. Ш. Абдуллин - д.т.н., проф., проректор по НР КНИТУ; Р. Г. Ибрагимов - к.т.н. доцент кафедры ТОМЛП КНИТУ, modif@inbox.ru; О. В. Зайцева - асп. каф. ПНТВМ КНИТУ, olesya-zef@yandex.ru; В. В. Парошин - асп. той же кафедры, dulchi_vlad@mail.ru.
