КОМПОЗИЦИЯ НОСИТЕЛЯ ДЛЯ КОСТНОЗАМЕНЯЮЩИХ МАТЕРИАЛОВ
CARRIER COMPOSITION FOR BONE REPLACEMENT MATERIALS

ОБЛАСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Настоящее изобретение относится к композиции носителя для дисперсных и гранулированных костнозаменяющих материалов, представляющего собой гидрогель, содержащий смесь блок-сополимеров этиленоксида (ЭО) и пропиленоксида (ПО) и внедренных в него наночастиц диоксида кремния. Настоящее изобретение также относится к костнозаменяющему материалу, который в дополнение к новому составу носителя содержит остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные частицы или гранулы. В рамках изобретения также обеспечиваются способы получения новой композиции носителя и нового костнозаменяющего материала.
ПРЕДШЕСТВУЮЩИЙ УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Костнозаменяющие материалы обладают функциональностью, которая определяется их структурой и составом. Костнозаменяющие материалы проявляют свой эффект через взаимодействие поверхности материала с белками, например, такими, которые контролируют костный метаболизм, и с поверхностными структурами, способствующими адгезии клеток. Костнозаменяющие материалы, известные из предшествующего уровня техники, обычно представляют собой керамику или биостекло, обычно используемые в гранулированной форме. Перед нанесением данные гранулы смешивают с кровью пациента таким образом, чтобы поверхность гранул была покрыта аутологичными белками. Свертывание крови образует пастообразную массу, которую можно вводить, например, в дефекты кости.
Однако производство данных костнозаменяющих материалов связано со значительными недостатками. Необходимость смешивания костнозаменяющего материала с кровью и ожидания свертывания крови регулярно осложняет ход операции. По этой причине в предшествующем уровне техники была предпринята попытка разработать материал носителя для костнозаменяющих материалов, делающий смешивание с кровью ненужным. Здесь важно уметь адаптировать реологические свойства к конкретным применениям. С одной стороны, материал носителя для костезамещающих гранул должен быть по возможности размерно-устойчивым и гидроустойчивым, а также обладать достаточным адгезивным эффектом после введения в сильно кровоточащий дефект. С другой стороны, материал носителя должен присутствовать в форме выпуска, позволяющей введение посредством канюли.
WO 2004/071452 A2 описывает полоксамеры, такие как полоксамер 407, для медицинского и хирургического применения. WO 2012/117260 A2 раскрывает синтетический костнозаменяющий материал, в котором керамические частицы включены в гидрогелевый носитель. Гидрогель предпочтительно представляет собой гидрогель на основе Полоксамера 407. WO 2014/099967 A2 также описывает костнозаменяющий материал, который содержит керамические компоненты в гидрогеле на основе Полоксамера 407. US 2016/0051725 раскрывает гидрогель на основе полоксамера, содержащий частицы фосфата кальция, и описывает, как вязкоэластичные и реологические свойства гидрогелей могут быть улучшены добавками. US 2013/0045920 описывает костнозаменяющий материал, содержащий керамический материал, гидрогель из полоксамера 407 и полисахаридные добавки. WO 2014/095915 A2 описывает термообратимый гидрогель на основе полоксамера, который, как предполагается, обеспечивает возможность разнообразного применения в медицине. Гелеобразование в данных гидрогелях происходит за счет зависящего от температуры образования мицелл блок-полимерами. Однако гидрогели, описанные при современном уровне развития техники, имеют тот недостаток, что их вязкость слишком мала, чтобы гарантировать достаточно высокую формуемость и липкость гидрогеля.
Для обеспечения ровномерного нанесения костнозаменяющих материалов требуется готовый к использованию материал носителя, легко формуемый и достаточно липкий для фиксации в дефекте. Кроме того, материал должен быть гидроустойчивым, т.е. его не должно смывать даже в случае сильно кровоточащих ран. В идеальном варианте, должна существовать возможность ввести подходящим аппликатора непосредственно в дефект.
Таким образом, целью настоящей заявки является разработка материала носителя, отвечающего вышеуказанным требованиям.
ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Настоящее изобретение обеспечивает новую композицию, которую можно использовать в качестве носителя для дисперсных и гранулированных костнозаменяющих материалов. Композиция носителя представляет собой гидрогель, содержащий:
(а) блок-сополимер этиленоксида (ЭО) и пропиленоксида (ПО) или смесь блок-сополимеров этиленоксида (ЭО) и пропиленоксида (ЭО); и
(б) наночастицы диоксида кремния.
Согласно изобретению в гидрогелях гелеобразование происходит путем перекрестного сшивания блок-сополимеров этиленоксида и пропиленоксида с наночастицами диоксида кремния. Реологические свойства могут быть модифицированы и адаптированы к различным способам применения путем специфической модификации компонентов гидрогеля. В отличие от традиционных гидрогелей на основе блок-сополимеров, гелеобразование в гидрогелях согласно изобретению происходит не через мицеллообразование, а через прямые взаимодействия между наночастицами диоксида кремния и блок-сополимерами. Таким образом, гидрогели настоящего изобретения не содержат или содержат лишь небольшую долю блок-сополимеров в виде мицелл. Предпочтительно, чтобы содержание блок-сополимеров в виде мицелл была ниже 2 %, и более предпочтительно ниже 1 %. В особо предпочтительном варианте осуществления гидрогели настоящего изобретения не содержат мицелл. Поскольку гидрогели по настоящему изобретению не основаны на образовании мицелл, то они не термочувствительны, т. е. золь-гель переход данных гидрогелей не зависит от температуры. Гидрогели изобретения термостабильны и не становятся жидкими даже при низких температурах.
В рамках настоящего изобретения было обнаружено, что новая композиция носителя не оказывает отрицательного влияния на биологические процессы срастания кости. Было продемонстрировано отсутствие отрицательного взаимодействия композиции носителя с поверхностью костнозаменяющего материала, например, путем предотвращения покрытия данной поверхности аутологичными белками или засорения нанопор. Кроме того, новая композиция носителя обладает вязкоэластичными и реологическими свойствами, обеспечивающими быструю резорбцию. Поэтому новая композиция носителя делает смешивание известных гранул с кровью ненужным. Вместо этого костнозаменяющие материалы в гранулированном виде смешивают непосредственно с новой композицией носителя и вводят в дефект. Это приводит к существенному упрощению клинической практики.
Композиция носителя представляет собой гидрогель на основе одного или нескольких блок-сополимеров этиленоксида и пропиленоксида. Блок-сополимеры предпочтительно представляют собой полоксамеры. Полоксамеры являются малопенящимися, неионными поверхностно-активными веществами, широко используемыми в диспергировании и эмульгировании в химико-технической отрасли промышленности. Полиэтиленоксидная часть полимера водорастворима, а полипропиленоксидная часть нет, что в результате приводит к амфифильным свойствам. В зависимости от степени этоксилирования они бывают жидкими (L), пастообразными (P), твердыми (F) или порошкообразными. Полоксамеры обладают хорошей биосовместимостью, не метаболизируются в физиологических условиях, практически не токсичны или коррозионны, а также легко выводятся из организма.
Полоксамеры были разработаны в BASF (Baden Aniline and Soda Factory - Баденская фабрика по изготовлению анилина и соды) в 1950-х и с тех пор продавались на рынке под торговым названием Pluronic. Благодаря своей амфифильной структуре полоксамеры способны образовывать так называемые лиотропные ассоциативные коллоиды в водных многокомпонентных смесях. В ходе этого процесса происходит так называемое температурное гелеобразование. Это означает, что растворы полоксамера могут изменять свою коллоидную структуру в зависимости от температуры и тем самым образовывать обратимые гелевые структуры. При приведении в контакт полоксамеров с водой происходит гидратация с образованием водородных связей. При повышении температуры прочность данных водородных связей уменьшается и, таким образом, происходит дегидратация, в результате чего преимущественно воздействию подвергаются наиболее гидрофобные части полипропиленоксида. Данная гидрофобизация вызывает ассоциацию липофильных звеньев пропиленоксида с мицеллами и, при дальнейшем повышении температуры и достаточной концентрации полоксамера, образование гелевого каркаса из плотно упакованных мицелл. Данные поверхностно-активные гели оптически изотропны и поэтому совершенно прозрачны.
Предпочтительным полоксамером для получения композиции носителя настоящего изобретения является полоксамер 407, также продающийся под названием Kolliphor P 407. Полоксамер 407 применяется, в частности, для фармацевтических препаратов и медицинских изделий и имеет следующую структурную формулу:
где длины блока составляют примерно a равно 101 и b равно 56. В то время как использование полоксамера 407 в качестве исходного вещества для производства композиций носителя из настоящего изобретения является особенно предпочтительным, также могут быть использованы другие полоксамеры, такие как полоксамер 188.
Водные растворы полоксамера 407 проявляют так называемое температурное гелеобразование при концентрациях 20-30 %. Данный процесс гелеобразования полностью обратим при последующем понижении температуры (Мортенсен и Педерсен (1993), Macromolecules 26(4), с. 805-812). Точка температурного гелеобразования (TGP) композиции, т.е. температура, при которой происходит подобный золь-гель переход, может быть легко определена с помощью осцилляционной реологии.
Содержание блок-сополимеров этиленоксида и пропиленоксида в композиции носителя предпочтительно составляет от примерно 10 до примерно 40 мас.%, и предпочтительно от примерно 20 до примерно 37 мас.%. Например, содержание блок-сополимеров этиленоксида - пропиленоксида в композиции носителя может составлять 10 %, 15 %, 20 %, 25 %, 30 %, 35 %, или 40 %. Содержание воды в композициях носителя обычно составляет от примерно 60 до примерно 90 мас.%. Содержание воды в композициях носителя может составлять примерно 60 мас.%, 65 мас.%, 70 мас.%, 75 мас.%, 80 мас.%, 85 мас.%, или 90 мас.%.
В предпочтительном варианте осуществления блок-сополимеры этиленоксида - пропиленоксида в композиции носителя имеют молекулярно-массовое распределение от примерно 1 000 до 70 000 г/моль. В особо предпочтительном варианте осуществления по меньшей мере 30 мас.%, предпочтительно 40 мас.% блок-сополимеров этиленоксида - пропиленоксида в композиции носителя состоят из полоксамера, предпочтительно полоксамера 407, имеющего среднюю молекулярную массу в диапазоне от 9 800 до 14 600 г/моль.
В процессе изобретения было неожиданно обнаружено, что вязкость гидрогеля на основе полоксамера, такого как полоксамер 407, может быть значительно увеличена путем добавления наночастиц диоксида кремния. Как показано в следующих примерах, добавление наночастиц увеличивает вязкость гидрогелей на основе полоксамера в 10 раз и, таким образом, позволяет использовать гидрогели в качестве формуемых пастообразных материалов носителя. Содержание наночастиц диоксида кремния в композиции носителя в изобретении составляет предпочтительно от примерно 2 до примерно 12 мас., предпочтительно в диапазоне от примерно 3,5 до примерно 5 мас.%. Особо предпочтительно, чтобы содержание наночастиц диоксида кремния в композиции носителя составляла примерно 2 мас.%, 3 мас.%, 4 мас.%, 5 мас.%, 6 мас.%, 7 мас.%, 8 мас.%, 9 мас.%, 10 мас.%, 11 мас.% или 12 мас.%.
Наночастицы диоксида кремния определяются как частицы размером менее чем 1 мкм. Наночастицы диоксида кремния предпочтительно имеют размер от примерно 0,5 до примерно 50 нм, более предпочтительно от примерно 0,5 до примерно 10 нм, и еще более предпочтительно от примерно 0,5 до примерно 1,5 нм. Наночастицы диоксида кремния предпочтительно не должны образовывать фрактальные кластеры. Если наночастицы диоксида кремния образуют фрактальные кластеры агрегации, то данные кластеры предпочтительно имеют размер менее чем примерно 500 нм, более предпочтительно менее чем примерно 200 нм и еще более предпочтительно менее чем примерно 100 нм. Предпочтительно использовать кластеры агрегации, содержащие менее чем 15 наночастиц, например, менее чем 10 или чем менее 5.
2
2
2
Поскольку основой композиции носителя в настоящем изобретении является гель на водной основе, имеет смысл получать наночастицы диоксида кремния из раствора натриевого жидкого стекла. При использовании в качестве исходного субстрата типичного раствора натриевого жидкого стекла с концентрацией SiO примерно 27 % и концентрацией Na2O примерно 8 %, образуются золевые частицы размером примерно 0,5 нм. Ионы натрия могут быть заменены водородом с помощью ионообменника, что приводит к образованию чистого золя диоксида кремния. Поскольку поверхность наночастиц диоксида кремния взаимодействует с молекулами полимера, для композиции носителя следует использовать предпочтительно неагрегированные частицы золя. После ионного обмена, значение pH золя обычно составляет от 2 до 3. При данном значении рН агрегация золевых частиц в кластеры происходит очень медленно и может быть дополнительно замедлена охлаждением золя. Типичная концентрация SiO, при которой дальнейшая обработка может осуществляться без каких-либо проблем, составляет 6 %. Охлаждение и быстрая обработка допускают концентрации SiO плоть до 12 %. Стабилизация золя также возможна путем изменения рН до значения, превышающего 7. Поскольку в конечном итоге должен быть получен имплантируемый биоматериал со значением рН около 7,5, рН выше 8 не является предпочтительным. После приготовления золя его можно сразу же смешать с раствором полимера. В альтернативном варианте полимер также можно вмешать непосредственно в золь.
Композиции носителя в настоящем изобретении являются достаточно вязкими, чтобы обеспечить хорошую формуемость и высокую степень липкости. Композиции носителя, обеспеченные в настоящем документе, предпочтительно имеют вязкость в диапазоне от более чем 900 Па⋅с, предпочтительно более 1 000 Па⋅с, при измерении вязкости как функции от скорости сдвига с помощью метода развертки по натяжению (с англ. StrainSweep Test), выполненного на осциляционном реометре ARES-T. A. Instruments при скорости сдвига 50 1/с.
Особенно предпочтительные композиции носителя имеют следующую композицию:
содержание ЭО-ПО блок-сополимеров составляет от примерно 10 до примерно 40 мас.%, содержание наночастиц диоксида кремния составляет от примерно 2 до примерно 12 мас.%;
содержание ЭО-ПО блок-сополимеров составляет от примерно 15 до примерно 37 мас.%, доля наночастиц кремнезема составляет от примерно 3 до примерно 10 мас.%;
содержание ЭО-ПО блок-сополимеров составляет от примерно 20 до примерно 30 мас.%, доля наночастиц кремнезема составляет от примерно 3 до примерно 6 мас.%;
содержание ЭО-ПО блок-сополимеров составляет от примерно 20 до примерно 25 мас.%, доля наночастиц кремнезема составляет от примерно 3 до примерно 5 мас.%;
В другом аспекте изобретение относится к способу получения композиции носителя для дисперсных и гранулированных костнозаменяющих материалов, включающему смешивание:
(а) водного раствора блок-сополимера этиленоксида и пропиленоксида (ПО) или смеси блок-сополимеров этиленоксида и пропиленоксида; и
(б) наночастиц диоксида кремния
друг с другом и получение из них гидрогеля. Оба компонента предпочтительно доступны в виде водных растворов во время смешивания.
Композиции носителя, описанные выше, могут быть использованы для производства костнозаменяющих материалов путем объединения традиционных остеокондуктивных или остеоиндуктивных частиц или гранул с композициями носителя. Таким образом, в следующем аспекте изобретение обеспечивает костнозаменяющий материал, содержащий по меньшей мере следующие компоненты:
(а) композицию носителя как описано выше; и
(б) остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные частицы или остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные гранулы.
В целом, все известные остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные частицы и гранулы могут быть использованы с новыми композициями носителя. Термин "остеоиндуктивный" используется для описания частиц и гранул, которые могут стимулировать образование новой кости после имплантации, где также происходит эктопическое костеобразование (костеобразование в мышцах или в жировой ткани). Напротив, термин "остеокондуктивный" относится к частицам и гранулам, которые способны служить каркасом для формирования новой кости после имплантации.
Новые композиции носителя подходят для использования со всеми известными аллопластическими, ксеногенными и аллогенными материалами. Композиции носителя могут быть использованы, в частности, с синтетическими керамическими гранулами, такими как трикальцийфосфатная (TCP, tricalcium phosphate) керамика или гидроксиапатитная (HA, hydroxyapatite) керамика. При производстве синтетической керамики порошкообразные исходные материалы подвергают процессу спекания при высоком давлении и температурах от 1 000 до 1 500°С. Предпочтительное соотношение кальция и фосфора в керамике составляет от 1,5 до 1,7. Керамика предпочтительно пористая, с тем чтобы достаточная остеоинтеграция обеспечивалась путем проникновения в керамику новой костной ткани. Поры размером от 150 до 500 мкм оптимальны для врастания и резорбции кости. Меньшие размеры пор обычно приводят только к росту новой костной ткани.
В дополнение к керамике также могут быть использованы биостекла. Биостекла, такие как Biogran, представляют собой аморфные материалы, содержащие кислотные оксиды, такие как пятиокись фосфора, диоксид кремния или оксид алюминия, и основные оксиды, такие как оксид кальция, оксид магния и оксид цинка. Во время производства оксиды смешиваются и плавятся в процессе, длящемся несколько часов при высоких температурах около 1500°C. Полученное биостекло представляет собой трехмерную сеть оксида фосфора и оксида кремния, к которой присоединяются соответствующие ионы металлов основных оксидов. Биостекла выпускаются в компактной форме, а также в пористой форме. Биоактивность поверхности позволяет расти костной ткани.
В дополнение к вышеупомянутым гранулам, которые обычно имеют размер в диапазоне от 0,1 до 5 мм, можно также использовать такие частицы, как микрочастицы. Предпочтительно, данные остеокондуктивные или остеоиндуктивные частицы имеют размер от примерно 5 до 100 мкм, более предпочтительно от примерно 20 до 40 мкм.
Остеокондуктивные или остеоиндуктивные частицы могут, например, быть полыми сферами с отверстием (в форме пончика). Данные частицы могут иметь диаметр в диапазоне 40 мкм. На Рисунке 10 показаны примеры остеокондуктивных или остеоиндуктивных частиц в виде полых сфер. Как объяснено ниже, такие частицы должны быть покрыты гидрогелем на основе диоксида кремния перед включением в полоксамерный гидрогель, чтобы избежать появления воздушных пузырей. Полученный костнозаменяющий материал может быть произведен в форме, которую можно вводить через обычные канюли. Микрочастицы, такие как полые сферы, также могут быть использованы в кластерах. Такие кластеры предпочтительно имеют размер от примерно 100 до 3000 мкм. Кластеры также должны быть покрыты гидрогелем на основе диоксида кремния перед включением их в полоксамер-кремнеземный гидрогель, как схематично показано на Рисунке 11.
В особо предпочтительном варианте осуществления остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные частицы или остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные гранулы состоят из гидроксиапатитных кристаллитов, обладающих морфологией биологического гидроксиапатита кости, которые встроены в матрицу ксерогеля на основе диоксида кремния. Данные частицы или гранулы также могут быть покрыты гидрогелем на основе диоксида кремния во избежание появления воздушных пузырей перед включением их в полоксамерный гидрогель.
Предпочтительно, чтобы остеокондуктивные или остеоиндуктивные частицы или гранулы являлись пористыми материалами. Пористые или высокопористые костнозаменяющие материалы с высокой удельной площадью поверхности обладают убедительными преимуществами в поддержании регенерации кости, так как аутологичные белки взаимодействуют с поверхностью материала.
Если описанные здесь композиции носителя используются в сочетании с пористыми или высокопористыми частицами или гранулами, то перед встраиванием в полоксамерный гидрогель на основе диоксида кремния их предпочтительно обрабатывают так, чтобы избежать появления воздушных пузырей. Из-за высокой вязкости, полоксамерный гидрогель на основе диоксида кремния в некоторых случаях не может проникнуть в поры частиц или гранул. Образующиеся воздушные пузыри могут нарушать или даже полностью препятствовать функционированию биоматериала. Кроме того, полимерные цепи из полоксамерного гидрогеля на основе диоксида кремния могут покрывать поверхность костнозаменяющего материала и, таким образом, предотвращать взаимодействие с аутологичными белками. Следовательно, поры частиц или гранул могут быть обработаны чистым силикагелем таким образом, чтобы все поры были заполнены и слой гидрогеля на основе диоксида кремния окружал частицы или гранулы. Силикагель, используемый в качестве внешней среды, может иметь концентрацию диоксида кремния от примерно 3 до примерно 10 %. Покрытые частицы или покрытые гранулы могут затем быть включены в полоксамерный гидрогель на основе диоксида кремния. Соответствующая процедура описана в примере 2. Таким образом, в предпочтительном варианте осуществления изобретение относится к костнозаменяющему материалу, содержащему остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные частицы, такие как микрочастицы, покрытые силикагелем.
Наконец, настоящее изобретение также обеспечивает способ получения костнозаменяющего материала, где указанный способ включает в себя:
(а) получение композиции носителя как описано выше;
(б)  опционально обработку композиции носителя гамма-излучением; и
(в) смешивание композиции носителя с остеокондуктивными и/или остеоиндуктивными частицами или остеокондуктивными и/или остеоиндуктивными гранулами.
При получении костнозаменяющего материала на основе новой композиции носителя сначала получают композицию носителя как описано выше. Данная композиция носителя может быть обработана гамма-излучением для стерилизации композиции перед смешиванием ее с соответствующими остеокондуктивными или остеоиндуктивными частицами или гранулами. Интенсивность излучения обычно составляет от 10 до 50 кГр, предпочтительно от 17,5 до 30 кГр. Композицию носителя затем смешивают с остеокондуктивными и/или остеоиндуктивными частицами или остеокондуктивными и/или остеоиндуктивными гранулами.
Смешивание может осуществляться в соотношении (мас.%) композиции носителя к частицам или гранулам, примерно как 5:1, 4:1, 3:1, 2:1, 1:1, 1:2, 1:3, 1:4 или 1: 5. Предпочтительным является соотношение примерно 1: 1. Полученный таким образом костнозаменяющий материал можно хранить до дальнейшего использования. Например, костнозаменяющий материал может быть заправлен в аппликатор, облегчающий введение материала в место дефекта.
В предпочтительном варианте осуществления остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные частицы или остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные гранулы обрабатывают перед смешиванием с композицией носителя во избежание появления воздушных пузырей. Особо предпочтительно в соответствии с изобретением, чтобы остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные частицы или остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные гранулы были покрыты гидрогелем на основе диоксида кремния перед смешиванием с композицией носителя, как описано выше.
В другом аспекте изобретение относится к применению композиции носителя, как описано выше, для получения костнозаменяющего материала. Таким образом, изобретение относится к применению гидрогеля, содержащего следующее:
(а) блок-сополимер этиленоксида и пропиленоксида или смесь блок-сополимеров этиленоксида и пропиленоксида ; и
(б) наночастицы диоксида кремния.
для изготовления костнозаменяющего материала. Производство включает смешивание с остеокондуктивными и/или остеоиндуктивными частицами или остеокондуктивными и/или остеоиндуктивными гранулами, как упомянуто выше.
В другом аспекте изобретение относится к костнозаменяющему материалу, как описано выше, содержащему по меньшей мере следующие компоненты:
(а) композицию носителя как описано выше; и
(б) остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные частицы или остеокондуктивные и/или остеоиндуктивные гранулы, как упомянуто выше,
для использования в способе лечения дефектов кости. Дефекты кости могут быть переломами, дефектами губчатых костей или полостями.
ОПИСАНИЕ РИСУНКОВ
2
На Рис. 1 показано молекулярно-массовое распределение SiO-содержащего гидрогеля на основе Kolliphor Р 407.
2
На Рис. 2 показано молекулярно-массовое распределение SiO-содержащего гидрогеля на основе Kolliphor Р 407 после гамма-излучения.
2
На Рис. 3 показано молекулярно-массовое распределение SiO-содержащего гидрогеля на основе Kolliphor Р 407 после хранения гидрогеля при 60°С в течение 55 дней.
На Рис. 4a показаны результаты измерения вязкости как функции скорости сдвига. На рисунке 4b показаны результаты измерения модуля сдвига как функции частоты.
На Рис. 5 показано формирование ламеллярных структур под поляризационным микроскопом.
На Рис. 6 показано нанесение костнозаменяющего материала по изобретению с помощью аппликатора.
На Рис. 7 показан результат исследования костнозаменяющего материала изобретения после ускоренного старения посредством микроскопии в отраженном свете.
На Рисунке 8 показан результат окрашивания HE (hematoxylin-eosin - гематоксилин-эозин) через 4 недели после имплантации костнозаменяющего материала изобретения в заднюю лапу кролика.
На Рисунке 9 показан результат одного из гистоморфометрических исследований после имплантации костнозаменяющего материала изобретения в заднюю лапу кролика.
На Рис. 10 показано применение микрочастиц в виде полых сфер с отверстием и диаметром около 40 мкм в костнозаменяющем материале изобретения.
На Рис. 11 схематично показано покрытие кластеров микрочастиц чистым гидрогелем на основе диоксида кремния перед включением их в полоксамерным гидрогелем на основе диоксида кремния.
2
2
2
2
На Рис. 12а показано применение сдвига ["напряжения сдвига"] как функции скорости сдвига ["скорости сдвига"] для различных композиций материала носителя: A 19,6 % Kolliphor P 407, 0 % SiO; B 19,6 % Kolliphor P 407, 4,8 % SiO; C 36,0 % Kolliphor P 407, 0 % SiO; D 36,O % Kolliphor P 407, 3,8 % SiO.
2
2
На Рис. 12b показан комплексный модуль сдвига (модуль накопления ["модуль накопления] G'; модуль потерь ["модуль потерь"] G'') для различных композиций материала носителя: A 36,0 % Kolliphor P 407, 0 % SiO; B 36,0 % Kolliphor P 407, 5,0 % SiO.
2
2
На Рис. 12с показан комплексный модуль сдвига (модуль накопления G'; модуль потерь G'') для различных композиций материала носителя: A 19,4 % Kolliphor P 407, 0 % SiO; B 19,4 % Kolliphor P 407, 4,8 % SiO.
2
2
2
На Рис. 12d показан комплексный модуль сдвига (модуль накопления G'; модуль потерь G'') для различных композиций материала носителя: A 16,4 % Kolliphor P 407, 0 % SiO; B 16,4 % Kolliphor P 407, 5,0 % SiO; C 16,4 % Kolliphor P 407, 7,4 % SiO.
ПРИМЕРЫ
Следующие примеры иллюстрируют эффективность, а также преимущества композиции носителя согласно изобретению и костнозаменяющего материала, полученного из него.
2
Пример 1: Получение гидрогелей с SiOи без него
2
2
2
2
2
2
2
Для целей сравнения на основе Kolliphor P 407 были получены гидрогели без SiO и с SiO. Для получения гидрогелей, не содержащих SiO, 23,5 г Kolliphor P 407 от BASF смешивают с 76,5 г воды. Для гидрогелей, содержащих SiO, золь с концентрацией SiO 4 и 6 %, соответственно, получали путем ионного обмена. Концентрированный раствор жидкого натриевого стекла от Merk (технические характеристики: NaO: от 7,5 до 8,5 %; SiO: от 25,5 до 28,5 %) используют и разбавляют водой сверхвысокой чистоты. В качестве ионообменника использовали колонку Lewatit MonoPlus SP 112Na+. Золи имели значение рН 2,7 и охлаждались до 5°С. На каждые 76,5 г золя подмешивают по 23,5 г Kolliphor Р 407. Полученные гидрогели содержат полимеры с молекулярно-массовым распределением, показанным на Рис.1 (молекулярно-массовое распределение А). Молекулярно-массовое распределение может быть определено хроматографически. Анализ привел к следующим пикам:
Пик 1: Положение: 5 550 г/моль, содержание: 17,8 %
Пик 2: Положение: 11 000 г/моль, содержание: 8,2 %
Пик 3: Положение: 13 470 г/моль, содержание: 73,1 %
Пик 4: Положение: 25 500 г/моль, содержание: 0,8 %
Пики на 5 550 г/моль и 11 000 г/моль представляют собой фрагменты Kolliphor 407. Пик на 25 500 г/моль является результатом поперечного сшивания двух цепей.
Часть подготовленных образцов обрабатывают гамма-излучением (от 17,5 до 30 кГр, источник излучения: кобальт 60, максимальная активность 111 пБк). Гамма-излучение приводит к поперечному сшиванию полимерных цепей. Также, в то же время, цепи разрушены. В результате получается полимер с широким молекулярно-массовым распределением.
Данные гидрогели содержат полимеры с молекулярно-массовым распределением, показанным на Рис. 2 (молекулярно-массовое распределение B). Анализ привел к следующим пикам:
Пик 1: Положение: 5 400 г/моль, содержание: 8,1 %
Пик 2: Положение: 11 000 г/моль, содержание: 4,0 %
Пик 3: Положение: 13,400 г/моль, содержание: 37,0 %
Пик 4: Положение: 17 000 г/моль, содержание: 2,7 %
Пик 5: Положение: 25 500 г/моль, содержание: 4,2 %
Пик 6: Положение: 35 000 г/моль, содержание: 0,2 %
После облучения значение непрерывного распределения масс составило 43,8 %. Оригинальный Kolliphor 407 имеет долю лишь 37 %. Молекулы с непрерывным распределением по размерам до примерно 70 000 г/моль имеют наибольшее значение 43,8 %.
Другая часть подготовленных образцов хранилась при повышенной температуре в течение более длительного периода времени. После хранения в течение 55 дней при 60°C гидрогели содержали полимеры с молекулярно-массовым распределением, показанным на Рис. 3 (молекулярно-массовое распределение С). Анализ привел к следующим пикам:
Пик 1: Положение: 5 350 г/моль, содержание: 10,6 %
Пик 2: Положение: 8 200 г/моль, содержание: 13,7 %
Пик 3: Положение: 13 470 г/моль, содержание: 23,6 %
Пик 4: Положение: 17 700 г/моль, содержание: 1,9733 %
Пик 5: Положение: 24 700 г/моль, содержание: 1,5018 %.
Пик 6: Положение: 35 000 г/моль, содержание: 0,0 %
Можно увидеть, что в этом случае также молекулы с распределением по размерам в диапазоне от примерно 1 000 до примерно 70 000 г/моль показывают наибольшее значение 48,7 %.
2
2
2
2
Для всех образцов вязкость измеряют как функцию скорости сдвига (метода развертки по натяжению, выполненном на осциляционном реометре ARES-T. A. Instruments). Результаты приведены на Рисунке 4а. Видно, что вязкость как гидрогелей без SiO, так и содержащих SiO гидрогелей, увеличивается по мере раширения молекулярно-массового распределения. Образцы с молекулярно-массовым распределением А оптически не активны, они не проявляют контраста в поляризационном микроскопе. Это означает, что полимеры образуют мицеллы. Образцы с молекулярно-массовым распределением B, с другой стороны, оптически активны. Они проявляют контраст в поляризационном микроскопе. Это показывает, что образцы в дополнение к мицеллам также содержат так называемые ламеллярные структуры. При высоких концентрациях некоторые поверхностно-активные вещества образуют ламеллярные структуры, в которых вода располагается в полярных промежуточных слоях ассоциаций. Эта оптическая анизотропия изменяет плоскость осцилляции линейно поляризованного света таким образом, что под поляризационным микроскопом можно увидеть характерные светотеневые проявления. На Рис. 5 показан типичный пример, который документирует возникновение ламеллярных структур. Кроме того, на Рисунке 4а показано, что вязкость значительно возрастает с увеличением содержания SiO в гидрогеле. При скорости сдвига 50 1/с при добавлении 4,5 % SiO вязкость увеличивается в 10 раз. Это имеет решающее значение для применимости данных гелей в качестве носителей для костнозаменяющих материалов.
2
Кроме того, модуль сдвига измерялся как функция частоты. Это измерение обеспечивает информацию о колебательном поведении вязкоэластичных материалов при осцилляторном напряжении сдвига и позволяет сделать выводы о взаимодействии молекул в системе. На Рисунке 4b показана накопительная часть модуля сдвига как функция частоты для различных гидрогелей. Здесь был выбран полимер с молекулярно-массовым распределением А. С одной стороны, можно видеть, что накопительная часть модуля сдвига увеличивается с увеличением концентрации полимера. С другой стороны, накопительная часть модуля сдвига значительно увеличивается с увеличением SiO. К примеру, при 25 % содержании полимера, накопительная часть увеличивалась в 10 раз, если в геле присутствовало 4,5 % наночастиц диоксида кремния. Это показывает взаимодействие между полимерными цепями и наночастицами диоксида кремния, что важно для применения гелей.
2
2
На Рис. 12а показан сдвиг как функция скорости сдвига для различных композиций материала носителя. Измерения сдвига проводились при 20°C. Кривая А соответствует материалу носителя с 19,6 % Kolliphor без наночастиц диоксида кремния. Кривая соответствует кривой жидкости, так как образование геля начинается лишь при температуре около 25°C при данной доле Kolliphor. Кривые B, C и D показывают типичный ход для гидрогелей. Виден предел текучести (сдвиг, при котором материал начинает течь). Кривая B показывает, что добавление 4,8 % SiO превращает жидкость в гель. Кривая С соответствует материалу носителя с содержанием Kolliphor 36,0 % без наночастиц диоксида кремния. Здесь гель образуется при 20°С путем образования мицелл. Если к данному образцу добавить 3,8 % SiO, то для того, чтобы заставить материал течь, потребуется гораздо более сильный сдвиг. Гелеобразование здесь основано на взаимодействии полимеров с наночастицами диоксида кремния.
Данный эффект также документируется измерениями комплексного модуля сдвига как функции сдвига, что показано на Рисунках 12b, 12c и 12d. Измерения проводились при 20°С. Если накопительная часть G' на кривой больше, чем часть потерь G'', то материал представляет собой гель. Если две кривые пересекаются, то материал начинает течь. Если часть потерь G'' на кривой больше, чем накопительная часть G', характеристики служат признаком жидкости.
2
Рисунок 12b показывает характеристики материала носителя с содержанием Kolliphor 36,0 %. Без наночастиц диоксида кремния (А) материал образует гель при 20°C, который показывает переход в жидкость при сдвиге примерно 500 Па. Если к материалу носителя (B) добавить 5 % SiO, то материал остается гелем на всем диапазоне измерений. Кривые G' и G'' почти не приближаются друг к другу. Для применения это означает, что материал носителя с наночастицами диоксида кремния является гораздо более стабильным и обеспечивает улучшенную управляемость.
2
2
2
Рисунок 12c показывает данный эффект для меньших концентраций Kolliphor (19,6 %). Без наночастиц диоксида кремния не происходит гелеобразования при 20°С. Однако добавление наночастиц диоксида кремния приводит к гелеобразованию. На рисунке 12c показана зависимость данного эффекта от концентрации SiO. Начальная точка является материалом носителя с содержанием Kolliphor 16,4 %, который не образует геля при 20°C (А). При добавлении 5,0 % SiO материал становится гелем, который показывает переход в жидкость со скоростью сдвигапримерно 500 Па (В). При 7 % SiO образуется гель, оказывающийся стабильным на всем диапазоне измерений (С). Данные результаты показывают, что реологические свойства композиции можно модулировать путем изменения соотношения Kolliphor, наночастиц диоксида кремния и воды. Это делает возможным оптимизацию материала носителя специально для различных применений.
Пример 2: Внедрение пористых костнозаменяющих материалов.
2
Использовались остеоиндуктивные гранулы гидроксиапатита (HA - hydroxyapatite) в виде еловых шишек (Nanobone, Artoss GmbH, Rostock, Германия). В среднем они были длиной 3 мм и имели диаметр от 0,5 до 1,0 мм. HA показал кристаллографическую морфологию, аналогичную таковой у биологического HA. Этот HA был встроен в высокопористую матрицу ксерогеля на основе диоксида кремния. Пористость гранул составляла около 50 %, удельная площадь поверхности составляла около 200 м/г, а распределение пор по размерам было максимальным при 4 нм.
2
Гранулы пропитывали в массовом соотношении 1:1 чистым золем диоксида кремния с концентрацией SiO 6 % и значением рН 7,0. В контакте с твердым веществом золь диоксида кремния гелировался. Получаются гранулы, заполненные гелем диоксида кремния и покрытые им же.
2
Чтобы произвести полоксамерный гидрогель на основе диоксида кремния, 35 г Kolliphor P 407 (BASF) примешивают в 65 г золя диоксида кремния с содержанием SiO 6 %. Золь предварительно охлаждают до 1°С. Перекрестное сшивание достигается гамма-облучением в диапазоне от 17,5 до 30 кГр. Этот полимерно гидрогель на основе диоксида кремния смешивают с покрытыми гранулами в массовом соотношении 1:1. Полученный пастообразный костнозаменяющей материал очень легко формуется и может быть введен в костные дефекты с помощью аппликатора. На Рис. 6 показано применение костнозаменяющего материала с помощью аппликатора.
Стабильность покрытия гранул чистым гидрогелем на основе диоксида кренмия контролировалась путем подвергания материала ускоренному старению в течение 1 года в соответствии с ASTM F 1980-07. После удаления полаксамерного гидрогеля на основе путем промывки водой, под микроскопом можно было увидеть гранулы, покрытые чистым гидрогелем на основе диоксида кремния. На Рис. 7 представлен анализ гранул с помощью микроскопии в отраженном свете.
Пример 3: Функциональность в экспериментах на животных
Эксперименты проводят с самками кроликов (Новозеландская Белая, 3-4 кг, Charles River, Sulzfeld, Германия). Костнозаменяющий материал, полученный в соответствии с примером 2, был имплантирован билатерально в задние лапы. Разрез через кожу и подкожную клетчатку имеет длину примерно 2,5 см. Мускулатура также была перерезана на небольшом участке, чтобы удерживать повреждения как можно меньшими, затем надкостница была тщательно отделена от кости в месте, где должен быть дефекта. Затем в каждый из латеральных мыщелков бедренной кости делают цилиндрический дефект (5 мм в диаметре и 10 мм в длину). Для этого используют стандартное сверло (Ø 4,5 мм). Во время установки дефекта область промываюь 0,9 % раствором NaCl для предотвращения некроза костной ткани вследствие теплового воздействия.
Анестезию вводят подкожно в шейную складку путем введения 10 % кетамина (30-60 мг/кг массы тела) и 2 % ксилазина (5 мг/кг массы тела). Через 10 мин вводят 0,3 мл атропина (0,5 мг/мл). Кроме того, в качестве анальгетика вводят новаминсульфон (500 мг/мл), а в качестве антибиотика вводят пенициллин G (внутримышечно 150 000 МЕ Местную анестезию проводят в 2 мл ксилоцитин-лок (2 %/мл). После имплантации область раны промывают гентамицином (80 мг/2 мл, разведение 1:5 с NaCl). Закрытие раны (точечный шов) производилось с помощью шовного материала викрил.
После испытательных периодов в 4, 8 и 12 недель соответствующие испытуемые группы были удалены из испытания. Эвтаназию проводили на животном под наркозом (10 % кетамин и 2 % ксилазин, подкожно) с использованием препарата Release (300 мг/мл соответственно: 1 мл/кг массы тела) внутривенно. Для оценки были сделаны гистологические срезы. Дефектные области эксплантируют, декальцинируют и заключают в парафин. Применено было окрашивание гематоксилином и эозином.
Результат: Через 4 недели ни полимерноый гидрогель на основе диоксида кремния, ни чистый гидрогель на основе крмения не были обнаружены. Произошла полная резорбция. Изменения во временной последовательности гранул, внедренных в кровь пациента, не были обнаружены во время заживления дефекта. На Рисунке 8 показано гистологическое изображение (окрашивание в HE) через 4 недели после процедуры. На формирование новой кости и резорбцию гранул не влияет первоначальное включение в два гидрогеля. Результаты гистоморфометрической оценки экспериментов на животных представлены на Рисунке 9. Задокументировано заживление дефекта.