Когезійний однофазний біорозкладаний гідрогель

Реферат: Винахід стосується когезійного однофазного біорозкладаного гідрогелю, який складається з гомогенної суміші x полімерів, однакових або різних, зшитих перед їх взаємопроникненням шляхом змішування з утворенням однофазного гідрогелю, причому зазначені зшиті полімери нерозчинні у воді, але змішуються один з одним, і x має значення між 2 і 5. UA 99161 C2 (12) UA 99161 C2 UA 99161 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 Винахід стосується галузі зшитих біорозкладних гідрогелів, що мають, наприклад, застосування в естетичній хірургії або в медицині. У галузі естетичної хірургії можна назвати, наприклад, заповнення зморшок, складок і шкірних дефектів, а також збільшення об’ємів. У галузі медичного застосування можна назвати, наприклад, періуретральні ін’єкції для лікування нетримання сечі внаслідок сфінктерної недостатності, постхірургічні ін’єкції для усунення перитонеальних спайок; ін’єкції для заміни дефектних біологічних рідин (зокрема, у суглобах для заміни дефектної синовіальної рідини) та ін’єкції при хірургії старечої далекозорості шляхом надрізу склери за допомогою лазера. У всіх зазначених галузях застосування гідрогелі, що використовуються, повинні мати оптимальні характеристики щодо залишкової деформації in vivo, реології та в’язкості для того, щоб гарантувати задовільні показники “ін’єктованості”, оскільки зазначені гідрогелі залежно від їхнього застосування вводять за допомогою голок різного розміру, які повинні бути по можливості малого діаметра для мінімізації постін’єкційних реакцій. Оптимізація цих різноманітних характеристик часто призводить до мало задовільних компромісних рішень, оскільки ці характеристики іноді бувають несумісні. Так, для збільшення залишкової деформації in vivo потрібно збільшувати ступінь зшивання, але збільшення ступеня зшивання неминуче спричиняє за собою зниження “ін’єктованості”. Серед численних запропонованих рішень можна назвати композиції на основі частинок, перманентих або біорозкладних із дуже повільною швидкістю, диспергованих у векторі, що вводиться шляхом ін’єкції, наприклад, частинки ПММА (поліметилметакрилату) у колагеновому гелі (Artecoll), частинки акрилатного гідрогелю в зшитому гелі гіалуронату натрію (Dermalive, Dermadeep), частинки полімолочної кислоти або полілактиду (PLA) у водному векторі (New Fill, Sculptra, причому PLA розсмоктується за 1-4 роки залежно від розміру частинок). Ці імплантати є предметом суперечки в даній галузі в зв’язку з побічними потенційними ефектами, зумовленими наявністю твердих частинок, особливо якщо частинки не сферичної форми або ж вони мають перманентний характер. Серед описаних у літературі ускладнень можна назвати запалення, набряки і гранульоми. Можна також назвати біорозкладні імплантати на основі зшитих або незшитих полісахаридів, в основному, на основі гіалуронату натрію. Для усунення зазначених недоліків у більшості документів рівня техніки, наприклад, у заявці FR 2865737, поданій фірмою ANTEIS SA, або в заявці FR 2861734, поданій фірмою CORNEAL Industrie SA, описані продукти одержують зшиванням суміші полімерів з одержанням сумішей, що мають бажані характеристики залишкової деформації in vivo, реології і в’язкості. В іншому технічному рішенні використовують взаємопроникаючі полімерні сітки INP (Interpenetrating Poymer Network) або напіввзаємопроникаючі полімерні сітки (semi-IPN), які дозволяють оптимізувати характеристики та одержати композиції з цільовими властивостями, як, наприклад, у заявці WO 2005/061611, поданій фірмою INNOMED, в якій описані композиції з напіввзаємопроникаючих сіток полісахаридів, одержаних зшиванням принаймні одного полісахариду в присутності принаймні одного іншого полісахариду, що не зазнавали зшивання, або в патенті US 6224893 фірми MIT (Massachusetts Institute of Technology), в якій описані композиції, утворені принаймні двома полісахаридами, які потім піддають зшиванню, наприклад, опроміненням, причому полімери зшивають незалежно один від іншого таким чином, щоб вони, будучи взаємопроникаючими, утворювали сітки IPN. Були запропоновані також двофазні композиції, що вводять шляхом ін’єкції. У заявці на патент FR 2733427 описані композиції, які включають безперервну фазу і дисперсну фазу, що складається з нерозчинних фрагментів гідрогелю. Безперервна водна фаза служить носієм для ін’єкції фрагментів дисперсної фази. Однак різні названі рішення не є повністю задовільними. Так, якщо говорити про двофазні гелі, то їхні недоліки, описані в літературі, зводяться до наявності побічних реакцій і до нерегулярного рівня ін’єктованості, пов’язаного з важким регулюванням розміру частинок. Крім того, основні механізми, задіяні в руйнуванні зшитих полісахаридних гелів, носять, головним чином, поверхневий і випадковий характер, особливо це стосується двофазних продуктів, в яких більш значна поверхня руйнування. Якщо говорити про продукти, одержані внаслідок зшивання суміші, такі, які описані в патенті FR 2865737 або FR 2861734 або про продукти IPN або напів-IPN, то, незважаючи на їхню ідеальну монофазну структуру або взаємне проникнення сіток, що гарантують хорошу залишкову деформацію in vivo і мало або відсутність побічних реакцій, ці продукти не дають задовільного результату, оскільки здійснення реакцій зшивання, що мають іноді селективний 1 UA 99161 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 характер, зокрема, сумішей природних полімерів, має технічні труднощі в зв’язку, наприклад, із варіюванням молекулярної маси. Такі продукти не можуть гарантувати відмінну відтворюваність фізичних характеристик від партії до партії, що ускладнює їхню промислову реалізацію. Даний винахід дозволяє вирішити ці різні проблеми. Даний винахід стосується когезійного однофазного біорозкладного гідрогелю, який відрізняється тим, що він складається з гомогенної суміші х полімерів, однакових або різних, зшитих перед їхнім взаємопрониканням шляхом змішування з утворенням однофазного гідрогелю, причому зазначені зшиті полімери нерозчинні у воді, але змішуються один з одним, а х має значення від 2 до 5. Когезійний і однофазний характер гелю згідно з винаходом пояснюється здатністю зазначеного гелю зберігати свою стабільність і гомогенність без розділення на складові гелі. Під сумішшю розуміють таке розташування х полімерів, за якого не утворюється між ними ковалентний зв’язок. У зв’язку з присутністю полярних груп і водного середовища відбуваються взаємодії між різними полімерами, але ці взаємодії стосуються типу слабких зв’язків із низькою енергією, сила якої використовується, наприклад, на створення міжмолекулярних водневих містків, навіть іонних зв’язків. Одержана таким чином суміш має властивості, порівнянні з властивостями IPN-суміші, хоч вона не є IPN-сумішшю в значенні визначення її за системою UPAC, оскільки це визначення виключає суміші попередньо зшитих сіток. Однак у цьому випадку попередньо зшиті когезійні гелі ретельно змішуються з утворенням між ними слабких міжланцюгових зв’язків. Гелі стають невіддільними один від одного та утворюють, таким чином, сітку зшитих переплетених гелів, когезивність якої близька когезивності IPN-сіток. Такий продукт має переваги IPN-сіток, але вільний від недоліків, пов’язаних з їхнім застосуванням, і дозволяє, завдяки використанню різного ступеню зшивання для кожної складової гелю (або однакового, якщо гелі мають молекулярну масу, що дуже відрізняється), утворювати більш або менш щільні сітки перед їхньою кінцевою гідратацією, а після змішування одержати продукт, реологічні властивості якого можна було б “регулювати” шляхом вимірювання характеристик різних складових гелів перед змішуванням. Таким чином, реакції зшивання можна здійснювати з окремими полімерами, уникаючи проблем селективності. Отже, здійснення зшивання полегшене і дозволяє задовольняти кінцевим вимогам, використовуючи при цьому природні продукти, характеристики яких, зокрема, молекулярна маса, можуть варіюватися від партії до партії. Крім того, спрощується здійснення умов зшивання, оскільки кожен гель зшивають незалежно один від іншого. Одержана таким чином суміш поєднує переваги кожної з різних складових гелів, зводячи до мінімуму їх недоліки, не викликаючи побічних реакцій, що спостерігаються при використанні композицій на основі частинок. Відмічаються також оптимізація і синергічний ефект властивостей, що досягаються як щодо ін’єктованості, так і щодо залишкової деформації. Синергізм досягається в зв’язку з тим, що відбувається оптимізація двох параметрів, які взаємно впливають один на одного, при цьому низький ступень зшивання сприяє ін’єктованості, але не сприяє залишковій деформації, а високий ступінь зшивання сприяє залишковій деформації і, навпаки, не сприяє ін’єктованості. Відповідні характеристики сіток доповнюють одна одну, так, гель із вищим показником еластичності призводить до збільшення показника еластичності всього продукту загалом у порівнянні з менш зшитим гелем. І, навпаки, при оцінці ін’єктованості (пов’язаної з в’язкістю продукту) констатують, що гель із найнижчим показником ін’єктованості дає можливість знизити показник ін’єктованості всього продукту у цілому. Таким чином, оптимізуючи характеристики кінцевої суміші з досягненням синергетичного ефекту в’язкоеластичних параметрів одержаних сумішей, можна адаптувати ці характеристики залежно від відповідних пропорцій кожної зі складових гелів і від заданої патології. Так, можна адаптувати в’язкість суміші шляхом підбору пропорції кожного з х полімерів. У випадку, коли кінцева суміш є дуже плинною, то додавання високозшитого полімеру дозволить досягнути потрібного показника ін’єктованості. Навпаки, у разі дуже в’язкої кінцевої суміші додавання слабко зшитого полімеру дозволить знизити показник ін’єктованості всього продукту. Таким чином, незалежно від цільового застосування, використання голок із діаметром нижчим, ніж у голок, що звичайно використовуються, можна зменшити запальні реакції і постін’єкційний травматизм. Оскільки характеристики є відтворюваними, то показник залишкової деформації гелю може 2 UA 99161 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 бути відомий і передбачений заздалегідь, за винятком індивідуальних коефіцієнтів варіації, а відтворюваність ін’єкційних характеристик дозволяє в значному ступені оволодіти процесом і усунути деяку кількість побічних ефектів. Залежно від свого складу кінетика руйнування гідрогелю буде залежати від кількості змішуваних гелів, і від ступеню зшивання. Так, кінетика руйнування є функцією декількох параметрів: ступеню зшивання, концентрації полімеру, а також молекулярної маси полімерів, що використовуються в момент зшивання. Кінетика руйнування сповільнюється, оскільки гомогенне змішування гелів з різними ступенями залишкової деформації дозволяє збільшити загальну залишкову деформацію за рахунок ефекту “дилюції” випадкових розривів гелю під дією або вільних радикалів, або ферментів (гіалуронідази і т.д.), що знаходяться в дермі або в біологічній рідині, що замінює. Кінцевий продукт, одержаний таким чином, зберігає вищу залишкову деформацію при еквівалентних показниках упорскуваності і залишається при цьому повністю біорозкладним продуктом. Оптимізувати залишкову деформацію можна також шляхом взаємопроникнення сіток, збільшуючи при цьому щільність вузлів або хімічних зв’язків при одночасному збереженні механічної і хімічної незалежності від 2 до х зшитих гелів. Таким чином, випадкова атака вільних радикалів у цих гелях статистично нижча в порівнянні з традиційним однофазним гелем (усього одна сітка, швидше руйнування поверхневих зв’язків, нижча щільність хімічних зв’язків). Доступ до серцевини гелю для руйнівного впливу ферментів або CD44 також значно ускладнений. При цьому використання різної молекулярної маси в кожному однофазному попередньо зшитому гелі дозволяє створити більш або менш щільну сітчасту або пористу структуру і тим самим збільшити залишкову деформацію in vivo. Відповідно до варіанту здійснення гідрогель згідно з винаходом характеризується тим, що полімери вибирають із полісахаридів. Відповідно до варіанту здійснення гідрогель згідно з винаходом характеризується тим, що полімери вибирають із групи, що складається з полімолочних кислот та їхніх похідних, Nвінілпіролідону, полівінілових кислот, поліакриламідів і акрилових полімерів і біологічно прийнятних похідних. Полісахариди вибирають із групи, що складається з гіалуронової кислоти, кератану, гепарину, целюлози і похідних целюлози, альгінової кислоти, ксантану, карагенану, хітозану, хондроїтину та їхніх біологічно прийнятних солей. Відповідно до варіанту здійснення принаймні один з х полісахаридів вибирають із групи, що складається з гіалуронової кислоти та її біологічно прийнятних солей. Відповідно до іншого варіанту здійснення гідрогель згідно з винаходом характеризується тим, що принаймні один із х полісахаридів вибирають із групи, що складається з похідних целюлози та їхніх біологічно прийнятних солей. Відповідно до іншого варіанту здійснення гідрогель згідно з винаходом характеризується тим, що принаймні один з х полісахаридів вибирають із групи, що складається з хондроїтину і його біологічно прийнятних солей. Відповідно до іншого варіанту здійснення гідрогель згідно з винаходом характеризується тим, що принаймні один із х полісахаридів вибирають із групи, що складається з хітозану і його біологічно прийнятних солей і похідних. Полісахариди, які можуть бути використані в гідрогелі згідно з винаходом, є полісахаридами будь-якого відомого типу в даній галузі, переважно їх вибирають із полісахаридів, одержаних бактерійною ферментацією. Звичайно полісахариди, що використовуються в даному винаході, мають молекулярну масу MW у діапазоні від близько 0,02 до близько 6 МДа, переважно, від близько 0,05 до близько 3 МДа. Особливо віддають перевагу гіалуроновій кислоті та її солям, зокрема, її фізіологічно прийнятним солям, таким як солі натрію, калію, кальцію, переважно солі натрію. Дуже добре використовувати також хондроїтинсульфат і його солі і похідні целюлози, такі як гідроксипропілметилцелюлозу або карбоксиметилцелюлозу, і суміші двох або декількох зазначених сполук. Оскільки гіалуронат натрію дуже добре виявляє свої властивості і з великою ефективністю при внутрішньодермальній, внутрішньосуглобовій, внутрішньоперитонеальній або інших ін’єкціях, а також має прекрасні реологічні властивості, то складові гелі, що входять у гідрогель згідно з винаходом, переважно одержані на основі гіалуронату натрію. Відповідно до варіанту здійснення х полімерів є однаковими. Відповідно до варіанту здійснення х полімерів є різними. Відповідно до варіанту здійснення гідрогель згідно з винаходом відрізняється тим, що х 3 UA 99161 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 дорівнює 2. Відповідно до конкретного варіанту здійснення винаходу перший із х полісахаридів вибирають із групи, що складається з гіалуронової кислоти та її солей, похідних целюлози та їхніх солей і ксантану, а другий полісахарид вибирають із групи, що складається з хондроїтинсульфату і його солей, хітозану і його солей і похідних, похідних целюлози та їхніх солей і альгінових кислот. Згідно з іншим конкретним варіантом здійснення перший із х полімерів вибирають із групи, що складається з гіалуронової кислоти та її солей, похідних целюлози та їхніх солей і ксантану, а другий полімер вибирають із групи, що складається з полімолочних кислот та їхніх похідних і акрилових похідних. Згідно з варіантом здійснення перший із х полімерів вибирають із гіалуронату натрію, а другий вибирають із групи, що складається з хондроїтинсульфату і його солей, хітозану і його солей і похідних, похідних целюлози та їхніх солей і альгінових кислот. У гідрогелі згідно з винаходом масове співвідношення між високозшитим полісахаридом і слабкозшитим полісахаридом може змінюватися в дуже широких межах залежно від природи полісахаридів, що використовуються, їх відповідних ступенів зшивання, а також від бажаних цільових властивостей. Звичайно масова частка гелю з високозшитого полісахариду в кінцевому продукті складає від 0,1 до 99,9%, переважно, від 5 до 50% гелю 1, що має ступінь зшивання х1, і від 50 до 95% гелю 2, що має ступінь зшивання х2, або ще більш переважно, від 10 до 40% гелю 1, що має ступінь зшивання х1, і від 60 до 90% гелю 2, що має ступінь зшивання х2. Винахід стосується також способу одержання біорозкладного гідрогелю згідно з винаходом, цей спосіб включає стадію, на якій складається специфікація, де зазначаються бажані реологічні властивості залежно від виду застосування. Для визначення ступеню залишкової деформації виходять із певної еластичності, яка задається ступенем зшивання, а для визначення ін’єктованості задається в’язкість із високим коефіцієнтом зсуву, також пов’язаним зі ступенем зшивання, причому ці параметри залежать від початкових продуктів, зокрема, від їхньої молекулярної маси. Встановивши ступінь зшивання, а також відносні пропорції складових гелів, спосіб одержання когезійного однофазного біорозкладного гідрогелю згідно з винаходом відрізняється тим, що він включає принаймні стадії: - зшивання першого полімеру зі ступенем зшивання х1, - зшивання другого полімеру зі ступенем зшивання х2, - взаємопроникнення шляхом ретельного змішування двох полімерів, - гідратації, - кінцевого взаємопроникнення шляхом кінцевого змішування після стадії гідратації. Гідратацію здійснюють, наприклад, шляхом занурення в забуферений ізотонічний розчин або шляхом його додавання. Відповідно до варіанту здійснення спосіб включає додатково х стадій зшивання х полімерів перед змішуванням х зшитих полімерів. Гідратацію звичайно здійснюють у водному середовищі шляхом звичайного змішування суміші зшитих гелів із водним розчином, переважно, із забуференим фізіологічним розчином, до одержання кінцевої концентрації полісахаридів, що змінюється в дуже широких інтервалах, залежно від природи полісахаридів, що використовуються, їх відповідних ступенів зшивання, а також від застосування, що розглядається. Використовуваним забуференим розчином, може бути, наприклад, осмолярний фізіологічний розчин із рН в інтервалі від 6,8 і 7,5. Ця кінцева концентрація полісахаридів загалом звичайно знаходиться в інтервалі від близько 5 до близько 100 мг/г, переважно, від близько 5 до близько 50 мг/г, наприклад, близько 20 мг/г гідрогелю. Спосіб згідно з винаходом дозволяє, таким чином, одержати когезійний однофазний біорозкладний гідрогель для ін’єкцій із залишковою деформацією, що тривало зберігається. В описаному вище способі одержання дві стадії зшивання реалізовуються в середовищі, рН якого є однаковим або різним. Кожна з цих стадій може здійснюватися в кислому або лужному середовищі, переважно, у лужному середовищі, наприклад, при рН від 8 до 14, переважно, від 8 до 13. Реакції зшивання, що здійснюють у способі згідно з винаходом, є реакціями, добре відомими фахівцеві. Фахівець легко зможе підібрати будь-який полісахарид і/або зшивальний агент і встановити оптимальні умови зшивання залежно від вибраного полісахариду і вибраного зшивального агента: ступінь зшивання, температуру, рН. Необхідно, однак, уточнити, що стадії зшивання здійснюють при постійному значенні рН або кислого, або лужного середовища, як зазначено вище. 4 UA 99161 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 Зшивальні агенти, що використовуються на стадіях зшивання, як правило, є бі- або поліфункціональними зшивальними агентами різних типів і можуть вибиратися, наприклад, із DVS (дивінілсульфон) у лужному середовищі (див. патент US 4582865), бі- або поліфункціональних епоксисполук (див. патент US 4716154), карбодиімідів, формальдегіду (див. GB 2151244). Зокрема, переважно використати агенти типу бі- або поліепоксидів, здійснюючи реакції в лужному середовищі для утворення простих ефірних зв’язків із ОН-групами полісахариду, або в кислому середовищі, в якому утворюються складноефірні зв’язки. У заявці на патент WO 2000/46253 використані послідовно ці дві умови рН для оптимізації умов зшивання полісахариду. Однак вважають за краще провести реакції зшивання в умовах лужного рН, тому що у водному середовищі складноефірні зв’язки, що утворюються в кислому середовищі, звичайно більш нестійкі, ніж зв’язки простого ефіру, що утворюються в лужному середовищі. Як зшивальний агент можна використати епоксид або його похідні, зокрема, 1,4бутандіолдигліцидиловий простий ефір (BDDE), діепоксіоктан або 1,2-біс-(2,3-епоксипропіл)-2,3етилен. Особливо переважно використати 1,4-бутандіолдигліцидиловий простий ефір (BDDE) на кожній стадії зшивання. Потрібно пам’ятати, що кожна зі стадій зшивання може бути здійснена з одним або декількома зшивальними агентами, які можуть бути однаковими або різними на тій або іншій стадії, але за умов рН, зазначених вище. Після кожної стадії зшивання полісахариди переважно можуть бути очищені відповідно до класичних прийомів очищення (наприклад, промивання безперервним потоком води, діалізні ванни та інші), для видалення залишкового зшивального агента, що не прореагував. Крім того, після стадій зшивання переважно може йти стадія нейтралізації (тобто до рН близько 7), наприклад, додаванням відповідної кількості 1 н. соляної кислоти. У гідрогелі згідно з винаходом х полімерів мають різні ступені зшивання, але принаймні один із х полімерів має ступінь зшивання х1, і принаймні один із х полімерів має ступінь зшивання х2, причому х1 вище за х2. Згідно з варіантом здійснення в гідрогелі згідно з винаходом х полімерів мають однакові ступені зшивання. Зрозуміло, що полімери можуть мати різну молекулярну масу. Згідно з варіантом здійснення ступені зшивання х1 і х2 мають значення від 0,02 до 0,4, переважно від 0,08 до 0,2. Після завершення зшивання переважно нейтралізувати одержаний гель згідно з відомими стандартними в даній галузі способами, наприклад, додаванням кислоти, якщо зшивання велося в лужному середовищі, і додаванням основи, якщо зшивання велося в кислому середовищі. Суміш, одержана після закінчення способу, може бути необов’язково спрямована на стадію додаткової гідратації для одержання гелю у формі ін’єктованого гідрогелю, що адаптується для бажаних застосувань. Винахід стосується застосування гідрогелю згідно з винаходом для одержання композиції, що додатково підвищує в’язкість. Винахід стосується застосування гідрогелю згідно з винаходом для одержання композиції, призначеної для заповнення зморшок. Конкретніше, зазначені види застосування є широко поширеними галузями застосування в’язкоеластичних полісахаридів, що вводяться шляхом ін’єкції, вони ж потенційно можуть використовуватися при патологіях або при наступних видах лікування: - естетичні ін’єкції: заповнення зморшок, усунення дефектів шкіри або збільшення об’єму (щоки, підборіддя, губи); - лікування артрозу, ін’єкції в суглоб для заміни або доповнення дефектної синовіальної рідини; - періуретральна ін’єкція для лікування нетримання сечі через сфінктерну недостатність; - постхірургічна ін’єкція для усунення, зокрема, перитонеальних спайок; - ін’єкція при хірургії старечої далекозорості шляхом надрізу склери за допомогою лазера; - ін’єкція в порожнину скловидного тіла. Конкретніше, в естетичній хірургії залежно від своїх в’язкоеластичних властивостей і величини залишкової деформації гідрогель згідно з винаходом може бути використаний: - для заповнення дрібних, середніх або глибоких зморшок шляхом ін’єкції голками малого діаметра (наприклад, калібру 27 Gaugе); - як наповнювач, що створює об’єм, що вводиться шляхом ін’єкції, за допомогою голок більшого діаметра, наприклад, калібру 22-26 Gauge, і довших (наприклад, 30-40 мм); у цьому випадку когезійний характер гелів забезпечує їхнє збереження у місці ін’єкції. 5 UA 99161 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 Гідрогель згідно з винаходом знаходить також важливе застосування в кістково-суглобовій або зубній хірургії для заповнення, наприклад, пародонтальних карманів. Ці приклади застосування не обмежені такими, оскільки для гідрогелю згідно з винаходом передбачене більш широке застосування: - для заповнення об’ємів; - для створення просторів всередині деяких тканин, щоб сприяти оптимальному функціонуванню цих тканин; - для заміщення дефектних фізіологічно рідин. Гідрогель згідно з винаходом може також знайти особливо цікаве застосування як матриця для висолювання одного (або декількох) діючого(чих) початку(ків), попередньо диспергованого(них) всередині матриці. Під діючим початком розуміють передусім будь-який фізіологічно активний продукт: медикаментозний діючий початок, антиоксидант (сорбіт, маніт ….), антисептик, протизапальний агент, місцеві анестезуючі агенти (індокан …) і т.д. Із практичної точки зору гідрогель згідно з винаходом переважно після очищення і гідратації його до гідрогелю упаковувати, наприклад, у шприци, і стерилізувати будь-яким відомим способом (наприклад, автоклавуванням) для випуску в продаж і/або для безпосереднього використання. Згідно з іншим аспектом даний винахід стосується набору, що включає гідрогель згідно з винаходом, упакований у стерильний шприц. Характеристики гелів згідно з винаходом представлені в наступних прикладах: ПРИКЛАДИ Ступінь зшивання: Значення ступенів зшивання х у прикладах, описаних нижче, позначені як: х = кількість молів зшивального агента, введена в реакційне середовище/загальну кількість дисахаридних ланок, введену в реакційне середовище. Приклад 1 Зшивання Гель 1 Стадія а): Гідратація волокон з гіалуронату натрію з утворенням незшитого гелю Волокна з гіалуронату натрію, придатного для введення шляхом ін’єкції, (1 г; молекулярна маса: близько 2,7 МДа), зважують у посудині. Додають 1% водний розчин гідроксиду натрію у воді (7,4 г) і гомогенізують суміш протягом близько 1 години за допомогою шпателя при кімнатній температурі і тиску 900 мм Hg. Стадія b): Зшивання Зшивальний агент BDDE (65 мг) додають до незшитого гелю з гіуалуронату натрію (NaHA), одержаному на попередній стадії, і всю суміш гомогенізують шпателем протягом 30 хвилин при кімнатній температурі. Одержаний продукт поміщають на водяну баню з температурою 50 С і витримують протягом 2 годин 20 хвилин до досягнення ступеню зшивання х1 близько 0,14. Стадія с): Нейтралізація і очищення Кінцевий зшитий гель нейтралізують шляхом додавання 1 н. HCl і поміщають у ванну з фосфатним буфером для стабілізації рН і проведення гідратації або набухання до концентрації НА (гіалуронової кислоти) 30 мг/г. Таким чином, одержують класичним шляхом гідрогель на основі зшитого NaHA: G1 із концентрацією НА близько 30 мг/г. Частину гелю залишають із цією концентрацією, іншу частину розводять фосфатним буфером для одержання кінцевої концентрації НА 20 мг/г, потім цей гель гомогенізують і наповнюють ним шприци, стерилізовані автоклавуванням: одержують стерилізовані шприци з гелем G1 із концентрацією НА 20 мг/г. Зшивання Гель 2 Стадія а): Гідратація волокон із гіалуронату натрію з утворенням незшитого гелю Волокна з гіалуронату натрію, придатного для введення шляхом ін’єкції (1 г; молекулярна маса: близько 1,5 МДа), зважують і попередньо висушують у посудині. Додають 1% водний розчин гідроксиду натрію у воді (6,3 г) і гомогенізують суміш протягом близько 1 години за допомогою шпателя при кімнатній температурі і тиску 900 мм Hg. Стадія b): ЗшиванняЗшивальний агент BDDE (43 мг) додають до незшитого гелю з гуалуронату натрію (NaHA), одержаного на попередній стадії, і всю масу гомогенізують шпателем протягом 30 хвилин при кімнатній температурі і при атмосферному тиску. Одержаний продукт поміщають на водяну баню з температурою 50 С і витримують протягом 2 годин 20 хвилин до досягнення ступеню зшивання х2 близько 0,09. Стадія с): Нейтралізація та очищення Кінцевий зшитий гель нейтралізують шляхом додавання 1 н. HCl і поміщають у ванну з 6 UA 99161 C2 5 10 15 20 25 30 фосфатним буфером для стабілізації рН і проведення гідратації або набухання до концентрації НА 30 мг/г. Так одержують класичним шляхом гідрогель на основі зшитого NaHA: G2 із концентрацією НА близько 30 мг/г. Приклад 2 Змішування/взаємопроникнення Гелю 1 і Гелю 2 у співвідношенні 10% G1-90% G2 Змішування/взаємопроникнення гелів G1 і G2 у співвідношенні 10%-90% Зважують 18 г гелю G2 із концентрацією 30 мг/г і до нього додають 2 г гелю G1, одержаного в кінці попередньої стадії с) (G1 із концентрацією 30 мг/г). Додають 10 г фосфатного буферу та обидва гелі піддають повільному механічному перемішуванню протягом 1 години при тиску вище за 1 бар. Одержана суміш являє собою гомогенний гель із концентрацією НА 20 мг/г, що складається з 2 взаємопроникаючих сіток, потім цей гель упаковують у шприци та автоклавують. Приклад 3 Змішування/взаємопроникнення Гелів 1 і 2 у співвідношенні 50%-50%. Зважують гелі, одержані в кінці стадії с) кожного описаного вище прикладу: зшитий гель 1 зі ступенем зшивання х1 близько 0,14 і зшитий гель G2 зі ступенем зшивання х2 близько 0,09, обидва з концентрацією НА близько 30 мг/г: 10 г G1+10 г G2. Додають також 10 г фосфатного буферу та обидва гелі піддають повільному механічному перемішуванню протягом 1 години при тиску вище за 1 бар. Одержана таким чином суміш являє собою гомогенний гель із концентрацією НА 20 мг/г, що складається з 2 взаємопроникаючих сіток, і цей гель потім упаковують у шприци та автоклавують. Приклад 4 Характеристика гелів, одержаних у прикладах 1 і 2: - гель G1 зі ступенем зшивання х1, - суміш 10% G1 і 90% G2 зі ступенем зшивання х2, - суміш 50% G1 і 50% G2, Всі ці 3 кінцевих продукти мають кінцеву концентрацію НА 20 мг/г. Характеристика сили видавлювання або “ін’єктованість”: Цей дослід здійснювали з упакованими в шприци і стерилізованими гелями з голками калібру 27G1/2 на стенді для випробування на розтягнення при швидкості видавлювання 13 мм/хв. Результати сили видавлювання гелю для кожного прикладу 1, 2 і 3 наведені в таблиці нижче: Досліджуваний гель Ін’єктованість (N) Гель 1 37 10% Гель 1 + 90% Гель 2 21 50% Гель 1 + 50% Гель 2 31 35 40 45 Можна зазначити, що показники ін’єктованості взаємопроникаючих сіток зшитих гелів нижчі в порівнянні з показником ін’єктованості одного гелю G1. Тест на руйнування Зазначені гелі можуть бути охарактеризовані також за допомогою тесту на руйнування in vitro при нагріванні. Цей тест дозволяє модулювати залишкову деформацію in vivo після внутрішньодермальної ін’єкції гелів. Цей тест розроблений на основі опису тесту на залишкову деформацію в патенті FR 2861734. Гелі поміщають у піч при температурі 93 С на 14 годин, 24 години і 48 годин і оцінюють еластичність у кінці кожного зазначеного періоду часу. Тенденційні криві з результатами тесту на руйнування цих різних гелів дозволили визначити час 1/2 життя цих гелів (час, необхідний для одержання G’=G’0/2 у годинах, де G’0=еластичність у t0 досліджуваного гелю). Одержаний час ½ життя наведений також у таблиці нижче. Досліджуваний гель Гель 1 10% Гель 1 + 90% Гель 2 50% Гель 1 + 50% Гель 2 50 Час ½ життя (години) 19 22,5 20,5 Зазначають, що відбувається сильніше руйнування тільки одного гелю 1 у порівнянні з двома взаємопроникаючими сітками попередньо зшитих гелів. Таким чином, при низькому показнику ін’єктованості і, отже, при більш умілому володінні 7 UA 99161 C2 5 10 15 20 25 30 35 даним хірургічним прийомом час напівжиття взаємопроникаючих сіток гелів, одержаних згідно з винаходом, триваліший, що гарантує триваліший час збереження залишкової деформації in vivo. Приклад 5 Для перевірки когезійних властивостей і однофазної природи гідрогелів згідно з винаходом були проведені випробування з ручним центрифугуванням, проведеним 3 рази по 5 хвилин із сумішами 10/90 і 50/50 із концентрацією NaHA 20 мг/г, одержаними в попередніх прикладах. Для порівняння використали продукт “двофазного” типу, описаний у рівні техніки, одержаний згідно зі способом патенту ЕР0466300, із 50% зшитих частинок NaHA, диспергованих у 50% в’язкого незшитого NaHA, причому 2 фази були попередньо гідратовані у фосфатному буфері, до концентрації NaHA 20 мг/г. Продукти згідно з винаходом, одержані в попередніх прикладах, не виявляли ніякого явища декантації, але зазначалося, що продукт, якщо він одержаний після згаданих центрифугувань, завжди мав гомогенний зовнішній вигляд. І навпаки, продукт “двофазного” типу після центрифугування показував декантовані частинки на дні шприца. Якщо видавлювали продукт зі шприца, то в’язкий продукт виходив першим, а за ним частинки, які не були когезійно сполучені одна з одною, вони агломерувались на дні шприца і дуже сильно ускладнювали введення шляхом ін’єкції. Приклад 6 Змішування/взаємопроникнення гелів G1 і G2 прикладу 1 для одержання кінцевих гелів і сумішей гелів із концентрацією 25,5 мг/г згідно зі способом, описаним у прикладі 2, із встановленням відповідних концентрацій NaHA шляхом додавання фосфатного буфера, у наступних співвідношеннях: Гель IPN-Like 1: 70% гелю 1 зі ступенем зшивання х1+30% гелю 2 зі ступенем зшивання х2 Гель IPN-Like 2: 50% гелю 1 зі ступенем зшивання х1+50% гелю 2 зі ступенем зшивання х2 Гель IPN-Like 3: 30% гелю 1 зі ступенем зшивання х1+70% гелю 2 зі ступенем зшивання х2 Потім ці гелі упаковують у шприци і стерилізують їх шляхом автоклавування. Характеристика сили видавлювання та еластичності гелів IPN-Like і гелю 1 зі ступенем зшивання х1 із встановленням концентрації NaHA, дорівнює 25,5 м/г. Силу видавлювання визначали на стенді для випробування на розтягнення за допомогою приладу фірми Mecmesin при швидкості видавлювання 50 мм/хв із використанням голок калібру 23G1 ¼, результати випробувань зведені в таблицю, наведену нижче. Еластичність визначали на реометрі фірми ТА Instruments AR 2000 Ex в осциляційному режимі при 25 С, при цьому показники еластичності знімали на частоті 1 Гц; результати зведені в таблицю, наведену нижче. Гель 1 25,5 мг/г Сила видавлювання голка 23G 1¼ Швидкість 50 мм/хв Еластичність G’(Па) при 1 Гц 40 45 Гелі з Гелі з Гелі з взаємопроникаю- взаємопроникаюч взаємопроникаючою структурою 1 ою структурою 2 чою структурою 3 25,5 мг/г 25,5 мг/г 25,5 мг/г 63 61 61 57 200 225 244 265 Для 3 гелів із взаємопроникаючою структурою відмічається наступне: показники сили видавлювання досить близькі, але вони всі є нижчими за цей самий показник для гелю 1, при цьому спостерігається зростання еластичності. Таким чином, використання технології взаємопроникнення зшитих гелів дозволяє одержати кінцеві продукти з реологією, що варіює: збільшення еластичності (отже, поліпшений ефект створення об’єму і вища залишкова деформація) при нижчих показниках ін’єктованості. Приклад 7 Одержання гелю 3: гель одержують згідно з процедурою і робочими умовами одержання гелю 1 в прикладі 1: Стадія а): Гідратація волокон із гіалуронату натрію з утворенням незшитого гелю Ця стадія ідентична до стадії а) одержання гелю 1 у прикладі 1. Стадія b): Зшивання гелю 8 UA 99161 C2 5 10 15 20 25 Ця стадія ідентична до стадії b) одержання гелю 1 у прикладі 1, але використовують 81 мг BDDE. Одержують гель 3 зі ступенем зшивання х3 близько 0,17. Стадія с): Нейтралізація та очищення Ця стадія ідентична до стадії с) одержання гелю 1 у прикладі 1, одержують гель 3 із концентрацією НА близько 30 мг/г. Одну частину гелю зберігають із зазначеною концентрацією, а іншу частину розводять додаванням фосфатного буфера для одержання в кінці синтезу концентрації НА 24 мг/г, потім цей гель гомогенізують і після цього заповнюють шприци, які стерилізують автоклавуванням: одержують стерильні шприци з гелем G3 із концентрацією 24 мг/г. Взаємопроникнення гель G2/гель G3 у співвідношенні 80/20: Зважують 16 г гелю G1 із концентрацією 30 мг/г і до нього додають 4 г гелю G3 із концентрацією 30 мг/г, одержаного в кінці вищеописаної стадії с). Додають 5 г фосфатного буферу та обидва гелі піддають повільному механічному перемішуванню протягом 1 години. Одержана таким чином суміш є гомогенним гелем із концентрацією НА 24 мг/г, що складається з 2 взаємопроникаючих сіток, потім цей гель поміщають у шприци та автоклавують. Характеристика гелів і гелів із взаємопроникаючою структурою, описані вище: гель 3 зі ступенем зшивання х3, концентрація 24 мг/г, гель 1 зі ступенем зшивання х1, попередньо доведений до концентрації 24 мг/г, упакований у шприци і стерилізований, і суміш гелів із взаємопроникаючою структурою у співвідношенні 80% гелю G1+20% гелю G3 із концентрацією 24 мг/г. Ці гелі характеризуються силою видавлювання. Випробування здійснювали з використанням голок 27G1/2 на стенді для випробування на розтягнення за допомогою приладу фірми Mecmesim при швидкості видавлювання 13 мм/хв. Результати вимірювання сили видавлювання кожного зазначеного гелю наведені в таблиці нижче. Ці гелі характеризуються також тестом на руйнування in vitro при нагріванні, описаним у прикладі 4. Одержані значення часу ½ життя також наведені в таблиці нижче. Гель 1 - х1 - 24 мг/г Гель 3 - х3 - 24 мг/г 80% Гель 1/20% Гель 3 - 24 мг/г 30 35 40 45 50 Сила видавлювання (N) Голка 27G1/2 - 13 мм/хв 27 30 Час ½ життя (години) 17 21 23 20,5 Таким чином, спостерігається еквівалентна залишкова деформація гелів із взаємопроникаючою структурою і гелю 3 із найвищим ступенем зшивання х3, і все це відбувається при низькому показнику ін’єктованості зазначених гелів із взаємопроникаючою структурою. Приклад 8 Одержання 3 зшитих однофазних гелів згідно з прикладами 1 і 2: Гель 4: Стадія а): ідентична до стадії а) одержання гелю 1 у прикладі 1, але з використанням 1 г НА із молекулярною масою близько 2,7 МДа і 6,8 г 1% розчину гідроксиду натрію у воді. Умови гомогенізації залишаються такими ж, як у прикладі 1. Стадія b): Зшивання: ідентична до стадії b) одержання гелю 1 у прикладі 1, але використовують 62 мг BDDE. Суміш нагрівають на водяній бані при 50 С протягом 3 годин до досягнення ступеню зшивання х4 близько 0,13. Стадія с): Нейтралізація та очищення: ідентична до стадії с) одержання гелю 1 у прикладі 1, й одержують гель 4 із концентрацією 30 мг/г. Частину гелю залишають із цією ж концентрацією, а іншу частину розводять шляхом додавання фосфатного буфера для одержання на кінцевій стадії концентрації НА 24 мг/г, одержаний гель гомогенізують і потім наповнюють ним шприц, який стерилізують автоклавуванням: одержують стерильні шприци з гелем G4 із концентрацією 24 мг/г. Гель 5: Стадія а): ідентична до стадії а) одержання гелю 4. Стадія b): Зшивання: ідентична до стадії b) одержання гелю 4, але використовують 80 мг BDDE. Суміш нагрівають на водяній бані при 50 С протягом 3 годин до досягнення ступеню зшивання х5 близько 0,17. 9 UA 99161 C2 5 10 15 20 25 Стадія с): Нейтралізація та очищення: ідентична до стадії с) одержання гелю 4, та одержують гель 5 із концентрацією 30 мг/г. Одну частину гелю зберігають із цією ж концентрацією, а іншу частину розводять шляхом додавання фосфатного буфера з одержанням на кінцевій стадії концентрації НА, що дорівнює 24 мг/г, одержаний гель гомогенізують і потім наповнюють ним шприци, які стерилізують автоклавуванням: одержують стерильні шприци з гелем G5 із концентрацією 24 мг/г. Гель 6: Стадія а): ідентична до стадії а) одержання гелю 2 у прикладі 1, але використовують 1 г гіалуронату натрію з молекулярною масою близько 1,3 МДа і 5,7 г 1% розчину гідроксиду натрію у воді. Стадія b): Зшивання: Ідентична до стадії b) прикладу 1, але використовують 41 мг BDDE. Суміш нагрівають на водяній бані при 50 С протягом 3 годин до досягнення ступеню зшивання х6 близько 0,09. Стадія с): Нейтралізація та очищення: Ідентична до стадії с) одержання гелю 5 попереднього прикладу, та одержують гель 6 із концентрацією 30 мг/г. Одну частину гелю зберігають при цій же концентрації, а іншу частину розводять шляхом додавання фосфатного буфера до одержання на кінцевій стадії концентрації НА 24 мг/г, одержаний гель гомогенізують і потім наповнюють ним шприци, які стерилізують автоклавуванням: одержують стерильні шприци з гелем G6 із концентрацією 24 мг/г. Взаємопроникнення гелів 4, 5 і 6 (відносні співвідношення: 25%, 5%, 70%) Зважують 5 г гелю G4 із концентрацією 30 мг/г, 1 г гелю G5 із концентрацією 30 мг/г, потім 14 г гелю G6 із концентрацією 30 мг/г. Додають 5 г фосфатного буферу і 3 гелі піддають повільному механічному перемішуванню протягом 1 години. Таким чином, одержують однофазний кінцевий гель G7 із концентрацією гіалуронату натрію 24 мг/г, що складається із 3 зшитих однофазних гелів із взаємопроникаючими структурами. Характеристика еластичності і сили видавлювання 3 класичних гелів і суміші з взаємопроникачою структурою: Працюють відповідно до способів, описаних у попередніх прикладах. Гель 4 24 мг/г Сила видавлювання (N) Голка 23G 1¼ Швидкість 13 мм/хв Еластичність: G’(Па) при 1 Гц Гель 5 24 мг/г Гель 6 24 мг/г Гель 7 (взаємопроникнення гелів 4, 5 і 6) 24 мг/г 31 38 18 16 245 415 186 224 30 35 40 45 50 Гель 7, що є продуктом взаємопроникнення 3 зшитих гелів (G4, G5 і G6), має саму низьку величину сили видавлювання, і це спостерігається при значенні еластичності, що перевищує приблизно на 20% еластичність гелю G6 із показником ін’єктованості близьким, але трохи вищим. Еластичність цього гелю нижча лише на 10% еластичності гелю 4, в якого показник ін’єктованості вищий більш ніж на 40%. Це означає, що гелі з взаємопроникаючою структурою становлять інтерес. Приклад 9 Взаємопроникнення зшитих гелів на основі НА і на основі СМС (карбоксиметилцелюлози) Зшитий гель на основі СМС: гель G8 Стадія а): Гідратація СМС Na з утворенням незшитого гелю Зважують у посудині 1 г карбоксиметилцелюлози натрію з характеристичною в’язкістю (що постачається фірмою SIGMA). Додають 1% розчин гідроксиду натрію у воді (7,3 г) і всю суміш гомогенізують протягом 90 хвилин за допомогою шпателя при кімнатній температурі і тиску 900 мм Hg. Стадія b): Зшивання Додають BDDE (37 мг) до незшитого гелю на основі СМС, одержаного на попередній стадії, причому всю суміш гомогенізують шпателем протягом 30 хвилин при кімнатній температурі. Одержану суміш витримують на водяній бані при 50 С протягом 3 годин до досягнення ступеню зшивання х8 близько 0,19. Стадія с): Нейтралізація і очищення 10 UA 99161 C2 5 10 15 Кінцевий зшитий гель потім нейтралізують додаванням 1 н. HCl і поміщають у ванну з фосфатним буфером для стабілізації рН і проведення його гідратування або набухання до концентрації СМС 45 мг/г. Таким чином, одержують зшитий гідрогель на основі СМС Na із використанням класичного методу: G8 із концентрацією СМС близько 45 мг/г. Взаємопроникнення гелю G1 на основі HA і гелю G8 на основі СМС Гель G1 на основі HA зі ступенем зшивання 0,14 і з концентрацією 30 мг/г додають у різних співвідношеннях до зшитого гелю G8 на основі СМС Na, потім додають фосфатний буфер для доведення кінцевої концентрації НА до 26 мг/г і кінцевої концентрації СМС до 37 мг/г, потім 2 гелі піддають повільному механічному перемішуванню з фосфатним буфером протягом 1 години при тиску вище за 1 бар. Одержують таким чином 3 гелі зі взаємопроникаючою структурою, описані нижче: Гель 9: 30% G1+70% G8 Гель 10: 50% G1+50% G8 Гель 11: 70% G1+30% G8 Ці 3 гелі зі взаємопроникаючою структурою поміщають у шприци і вимірюють реологічні характеристики (модуль еластичності G’) і показник ін’єктованості при швидкості 13 мм/хв із використанням голки 27G1/2. Гелі G1 і G8 також доводять до концентрацій: 26 мг/г для гелю G1 і 37 мг/г для гелю G8 і порівнюють їх із 3 гелями зі взаємопроникаючими структурами. Результати вимірювання характеристик зведені в таблицю, наведену нижче. 20 G1 (зшитий на основі НА, 26 мг/г) Модуль еластичності G’ при 1 Гц (Па) Ін’єктованість Голка 27G 1½ (N) 25 G8 (зшитий на основі СМС, 37 мг/г) G9 Гель із взаємопроникаючою структурою 30%G1+ 70%G8 G10 Гель із взаємопроникаючою структурою 50%G1+ 50%G8 G11 Гель із взаємопроникаючою структурою 70%G1+ 30%G8 235 265 240 243 264 33 18 18 12 16 Спостерігається квазіпостійний модуль еластичності у 5 гелів як із взаємопроникаючою структурою, так і тих, що не мають взаємопроникаючу структуру, але при цьому показники ін’єктованості у гелів із взаємопроникаючою структурою нижчі, ніж у кожного незалежно зшитого гелю, при цьому відмічається значний синергізм ін’єкційних характеристик у сумішей 50/50 (гель 10). ФОРМУЛА ВИНАХОДУ 30 35 40 45 1. Когезійний однофазний біорозкладаний гідрогель, який відрізняється тим, що: - він складається з гомогенної суміші x полімерів, однакових або різних, зшитих перед їхнім взаємопроникненням шляхом змішування з утворенням однофазного гідрогелю, причому зазначені зшиті полімери нерозчинні у воді, але змішуються один з одним, і - x має значення між 2 і 5. 2. Гідрогель за п. 1, який відрізняється тим, що x полімерів мають різний ступінь зшивання, причому принаймні один із x полімерів має ступінь зшивання х1 і принаймні один із x полімерів має ступінь зшивання х2, причому х1 вищий або дорівнює х2. 3. Гідрогель за п. 1, який відрізняється тим, що x полімерів мають однаковий ступінь зшивання. 4. Гідрогель за одним із пп. 1-3, який відрізняється тим, що полімери вибрані з полісахаридів. 5. Гідрогель за одним із пп. 1-4, який відрізняється тим, що полісахариди вибрані з групи, що складається з гіалуронової кислоти, кератану, гепарину, целюлози і похідних целюлози, альгінової кислоти, ксантану, карагенану, хітозану і хондроїтину та їхніх біологічно прийнятних солей. 6. Гідрогель за одним із пп. 1-5, який відрізняється тим, що x полісахаридів вибрані з групи, що складається з гіалуронової кислоти та її біологічно прийнятних солей. 11 UA 99161 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 7. Гідрогель за одним із пп. 1-5, який відрізняється тим, що принаймні один із x полісахаридів вибраний із групи, що складається з похідних целюлози та їхніх біологічно прийнятних солей. 8. Гідрогель за одним із пп. 1-5, який відрізняється тим, що принаймні один із x полісахаридів вибраний із групи, що складається з хондроїтину і його біологічно прийнятних солей. 9. Гідрогель за одним із пп. 1-5, який відрізняється тим, що принаймні один із x полісахаридів вибраний із групи, що складається з хітозану і його біологічно прийнятних солей. 10. Гідрогель за одним із попередніх пунктів, який відрізняється тим, що x дорівнює 2. 11. Гідрогель за п. 10, який відрізняється тим, що перший із x полімерів є гіалуроновою кислотою, а другий вибраний із групи, що складається з хондроїтинсульфату і його солей, хітозану і його солей і похідних, похідних целюлози та їх солей і альгінових кислот. 12. Гідрогель за п. 10, який відрізняється тим, що перший із x полісахаридів вибраний із групи, що складається з гіалуронової кислоти та її солей, похідної целюлози та їхніх солей і ксантану, а другий вибраний із групи, що складається з хондроїтинсульфату і його солей, хітозану і його солей і похідних, похідних целюлози та їхніх солей і альгінових кислот. 13. Гідрогель за одним із пп. 1-12, який відрізняється тим, що він може включати одне або декілька діючих активних начал, вибраних з антиоксидантів, антисептичних агентів, протизапальних агентів і місцевих анестетиків, індивідуально або в комбінації. 14. Гідрогель за п. 13, який відрізняється тим, що антиоксиданти вибрані з маніту і сорбіту, індивідуально або в комбінації. 15. Гідрогель за п. 13, який відрізняється тим, що місцевим анестетиком є лідокаїн. 16. Спосіб одержання когезійного однофазного біорозкладаного гелю за одним із попередніх пунктів, який відрізняється тим, що він включає принаймні стадії: - зшивання першого полімеру зі ступенем зшивання х1, - зшивання другого полімеру зі ступенем зшивання х2, - взаємопроникнення шляхом ретельного змішування двох полімерів, - гідратації, - кінцевого взаємопроникнення шляхом кінцевого змішування після стадії гідратації. 17. Спосіб за п. 16, який відрізняється тим, що він включає додатково x стадій зшивання x полімерів перед змішуванням x зшитих полімерів. 18. Спосіб за одним із пп. 16, 17, який відрізняється тим, що стадії зшивання здійснюють шляхом обробки поліфункціональним зшивальним агентом, вибраним із групи бі- або поліфункціональних епоксисполук, дивінілсульфону, карбодиімідів або формальдегіду. 19. Спосіб за одним із пп. 16-18, який відрізняється тим, що зшивальні агенти, що використовуються на стадіях зшивання, є однаковими або різними. 20. Спосіб за одним із пп. 16-19, який відрізняється тим, що ступінь зшивання х1 вищий або дорівнює ступеню зшивання х2. 21. Спосіб за одним із пп. 16-20, який відрізняється тим, що ступінь зшивання складає від 0,02 до 0,4, переважно від 0,08 до 0,2. 22. Застосування гідрогелю за одним із пп. 1-15 для одержання композиції, що додатково збільшує в'язкість. 23. Застосування гідрогелю за одним із пп. 1-15 для одержання композиції, призначеної для заповнення зморщок. 24. Набір, що включає гідрогель згідно з одним із пп. 1-14, упакований у стерильний шприц. Комп’ютерна верстка А. Крулевський Державна служба інтелектуальної власності України, вул. Урицького, 45, м. Київ, МСП, 03680, Україна ДП “Український інститут промислової власності”, вул. Глазунова, 1, м. Київ – 42, 01601 12