БИОАКТИВНЫЙ КОМПОЗИЦИОННЫЙ МАТЕРИАЛ ДЛЯ ЗАМЕЩЕНИЯ КОСТНЫХ ДЕФЕКТОВ И СПОСОБ ЕГО ПОЛУЧЕНИЯ
BIOACTIVE COMPOSITE MATERIAL FOR BONE DEFECT REPLACEMENT AND METHOD FOR ITS MANUFACTURE

Изобретение относится к медицине и может быть использовано в травматологии, ортопедии, челюстной, лицевой и зубной хирургии, а также в стоматологии и косметологии для замещения и устранения костных дефектов.
Основным требованием к костно-замещающим материалам является биологическая совместимость с костными тканями и отсутствие негативных реакций при вживлении и нахождении в них длительное время. Поэтому данные материалы должны быть по химическому составу структуре и свойствам близки к матриксу костных тканей, не изменять химический состав в зоне контакта с организмом, перестраиваться в костный материал без изменения объема, обладать способностью замещать костные дефекты сложной анатомической формы в жидком или вязкотекущем состоянии и в ходе операции превращаться в твердый материал, обладающий механическими свойствами, сравнимыми с костной тканью.
В связи с этим разработка новых костно-замещающих материалов, технологии их изготовления и применения их в практике является актуальной задачей.
Указанным требованиям наиболее полно отвечают неметаллические биоактивные материалы, так как они сочетают в себе биологическую совместимость и биорезорбирумость.
К таким материалам относятся композиты на основе фосфатов кальция, магния, калия, натрия, биополимеры различной природы - белки и полисахариды.
В частности, известны цементные материалы (Loreley Morejo n-Alonso, Oscar Jacinto Bareiro Ferreira, Raurl Garcia Carrodeguas, Luis Alberto dos Santos Bioactive composite bone cement based on a-tricalcium phosphate/tricalcium silicate J Biomed Mater Res Part В 2012: 100B: 94-102), которые получают путем смешивания реакционно-твердеющего порошка (РТП) α-ТКФ с цементной жидкостью, содержащей фосфаты натрия. В результате получают цемент на основе осажденного оксигидроксиапатита (ОГА).
Недостатком этого материала является относительно низкая прочность.
Известен также композиционный материал для замещения костной ткани [RU 2122437, А61L 27/00, A61F 2/28, 27.11.1998], содержащий неорганические фосфаты кальция и биополимеры, хондроитинсульфат (ХС), при этом в качестве фосфатов кальция используюется гидроксилапатит кальция (ГА) в виде гранул с диаметром 1,5-2,0 мм и порошок бетатрикальций фосфата (ТКФ) с диаметром частиц не выше 50 мкм, в качестве биополимеров используются порошки хондроитинсульфата и коллагена с диаметром частиц, не превышающим 50 мкм, и 2%-ный раствор коллагена в количестве 1 об.ч. раствора на 2 об.ч. смеси используемых порошков и гранул, причем ГА, ТКФ, коллаген и ХС берутся в соотношении 12-20:6-12:30-40:34-38 мас. ч.
Недостатком этого материала является относительно низкие механические свойства изделий из него.
Известны биоматериалы на основе гидроксиапатита и биополимера-коллагена, например композиция для биоактивного микропористого материала, имитирующего натуральные костные структуры [RU 2349289 C1, A61F 2/28, A61L 27/10, A61L 27/12, A61L 27/56, 20.03.2009], содержащая размельченное в порошок медицинское стекло, порошок гидроксиапатита, карбонатный порообразователь и зерна цеолита с размером зерен менее 1 мм и размером пор от 0,5 нм до 20 мкм, гранулированные совместно с гидроксиапатитом до размера гранул от более 50 мкм до 1 мм, при следующем соотношении компонентов, мас. %:
Стекло
19,9-80
Гидроксиапатит
10-50
Цеолит
10-40
Порообразователь
0,1-10
Недостатком этой композиции является относительно низкая механическая прочность и относительно низкая пористость, что не позволяет обеспечить достаточное проникновение межклеточных жидкостей.
Наиболее близким по технической сущности и достигаемому результату при его использовании является композиционный материал [RU 2484850 C1, A61L 24/02, A61L 27/02, A61L 27/12, A61F 2/28, 20.06.2013], выполненный на основе кальцийфосфатного цемента для заполнения костных дефектов в виде реакционно-твердеющего порошка, содержащего α-трикальцийфосфат, и цементной жидкости, содержащей воду, причем реакционно-твердеющий порошок дополнительно содержит частицы гидроксиапатита размером от 50 до 220 мкм, а цементная жидкость дополнительно содержит фосфорную кислоту, фосфат магния, фосфат натрия и/или калия при следующем соотношении компонентов в кальцийфосфатном цементе:
в реакционно-твердеющей смеси порошков, мас. %:
Частицы гидроксиапатита размером 50-220 мкм
5-50
Порошок α-трикальцийфосфата
50-95
при следующем соотношении компонентов в цементной жидкости, мас. %:
Фосфат магния
30-60
Фосфат натрия и/или калия
3,5-25
Фосфорная кислота
0,5-3,0
Вода
остальное,
а количество цементной жидкости (мл) к количеству реакционно-твердеющей порошковой смеси (г) находится в пределах 0,45-0,75.
Недостатком этого материала является относительно низкая совместимость с костной тканью, обусловленная тем, что набор ингредиентов этой композиции не в полной мере соответствует микро- и макроэлементному составу костной ткани и, следовательно, обладает относительно низкими показателями по биосовместимости, остеогенным и остеоиндуктивным свойствам.
Кроме этого, композиция обладает относительно узкой областью применения, поскольку после предварительного формования изделия для устранения дефекта костной ткани требуется его термообработка, которая изменяет объем цементной массы и форму изделия, что усложняет замещение дефекта сложной формы и не позволяет качественно осуществить замену дефектов сложной формы.
Дополнительно к указанным недостаткам можно отметить его относительно низкую безопасность, поскольку известный материал характеризуется наличием свободной фосфорной кислоты в составе цементного раствора, что может неконтролируемо или локально создавать повышенную кислотность материала и приводить к некрозу биологических тканей.
Задача, решаемая в изобретении относительно материала, состоит в разработке материала, обладающего более высокой совместимостью с костной тканью, обеспечивающего возможность более качественной замены дефектов сложной формы и обладающего более высокой безопасностью применения.
Требуемый технический результат заключается в повышении биосовместимости с костной тканью, повышении возможности более качественной замены дефектов сложной формы и повышении безопасности применения.
Этот технический результат, в целом, обеспечивается за счет создания биоактивного резорбируемого материала для замещения дефектов костной ткани, который после заполнения им дефектов в процессе отверждения образует вещество, являющееся близким аналогом неорганической составляющей костной ткани, обладающее биосовместимостью, биоактивностью, высокими остеоиндуктивными и остеокондуктивными свойствами, благодаря чему он перерабатывается организмом в натуральную костную ткань, эффективно восстанавливая имеющиеся дефекты кости и вследствие эпитаксиального роста создает костную матрицу.
Поставленная задача решается, а требуемый технический результат относительно материала достигается тем, что в композиционный материал, выполненный в виде цементной жидкости, содержащей воду и фосфат магния, а также реакционно-твердеющего порошка, содержащего гидроксиапатит и трикальцийфосфат, согласно изобретению дополнительно введена связующая жидкость, содержащая раствор нативного коллагена II и IV типа и лизин порошок, при этом реакционно-твердеющий порошок дополнительно содержит брушит, цементная жидкость дополнительно содержит оксид магния, оксид цинка и дигидрофосфат натрия, а в качестве трикальцийфосфата в реакционно-твердеющем порошке используют β-трикальцийфосфат, при следующем соотношении компонентов, мас. %:
реакционно-твердеющий порошок:
гидроксиапатит - 50-60
β-трикальцийфосфат - 20-30
брушит - 10-20
связующая жидкость:
раствор нативного коллагена II и IV типа (40-50%) - 95-98
лизин порошок - 2-5
цементная жидкость:
фосфат магния - 10-15
оксид магния - 0,5-3
оксид цинка - 0,5-3
дигидрофосфат натрия - 5-15
вода – остальное,
причем количество реакционно-твердеющего порошка (г) к связующей жидкости (мл) и количеству цементной жидкости (мл) находится в пределах 1:(0,2-0,3):(0,3-0,5).
Известны также способы получения композиционных материалов для замещения костных дефектов.
В частности, известен способ формирования костной ткани на основе коллагенового матрикса [RU 2053733 C1, A61L 27/00, 20.02.1996], согласно которому коллагеновый матрикс помещают в жидкий раствор, содержащий ионы кальция, фосфата и гидроксида, а процесс образования гидроксилаппатита на коллагеновом матриксе производят под воздействием электрофореза. Особенностью способа является то, что толщину осажденного на коллагеновом матриксе гидроксилаппатита формируют пропорционально плотности тока.
Недостатком способа является относительно узкая область применения, поскольку получаемый с использованием этого способа материал обладает относительно невысокой биологической активностью и относительно небольшой механической прочностью.
Наиболее близким по технической сущности к предложенному является способ получения композиционных материалов для замещения костных дефектов [RU 2484850 C1, A61L 24/02, A61L 27/02, A61L 27/12, A61F 2/28, 20.06.2013], согласно которому реакционно-твердеющий порошок, содержащий 0,5 г керамических частиц гидроксиапатита размером 56-82 мкм и порошка 0,5 г α- трикальцийфосфата, смешивают с 0,25 мл цементной жидкости (50 мас. %, фосфата магния и 5 мас. %, фосфата калия, 5 мас. %, фосфата натрия, фосфорной кислоты 1 мас. %, остальное - вода) в течение 1-2 мин металлическим шпателем на стекле до сметаноподобного состояния, после чего смесь помещают в цилиндрическую пресс-форму диаметром 8 мм на 15-20 мин, а отформованный образец перемещают в термостат при температуре 37°С в раствор SBF (Simulated Body Fluid), соответствующем плазме крови человека на 24 ч.
Недостатком способа является относительно узкая область применения, поскольку получаемый с использованием этого способа материал обладает относительно невысокой биологической активностью и относительно низкой безопасностью.
Задача, решаемая в изобретении относительно способа, состоит в расширении области его применения с целью обеспечения возможности получения материала, обладающего более высокой совместимостью с костной тканью, обеспечивающего возможность более качественной замены дефектов сложной формы и обладающего более высокой безопасностью применения.
Требуемый технический результат состоит в расширении области применения с целью обеспечения возможности получения материала, обладающего повышенной биосовместимостью с костной тканью, повышенной возможностью более качественной замены дефектов сложной формы и повышенной безопасностью применения.
Поставленная задача решается, а требуемый технический результат достигается тем, что согласно предложенному способу формируют пластичную массу, для чего смешивают растиранием в ступке реакционно-твердеющий порошок, содержащий гидроксиапатит, β-трикальцийфосфат и брушит, со связующей жидкостью, содержащей раствор нативного коллагена II и IV типа и лизина порошок, и непосредственно перед применением композиционного материала готовят цементную жидкость, для чего смешивают в бидистиллированной воде фосфат магния, оксид магния, оксид цинка и дигидрофосфат натрия, причем при применении композиционного материала сформированную пластичную массу смешивают с цементной жидкостью и отверждают 24 ч.
Биоактивный композиционный материал для замещения костных дефектов состоит из трех компонентов:
1. Реакционно-твердеющий порошок
2. Связующая жидкость
3. Цементная жидкость
Соотношение между компонентами в весовых частях составляет 1:(0,2-0,3):(0,3-0,5).
В качестве реакционно-твердеющего порошка используется кальцийфосфатный материал в виде биологического кальцийфосфатного соединения (КФС), получаемого из костей крупного рогатого скота и свиней, способом их деминерализации в хлороводородной кислоте концентрацией 0,5-3 М, с последующим осаждением 1-6 М раствором NaOH до рН 7-8,5, фильтрацией осадка фосфатов кальция, многократной его промывкой методом распульповки в дистиллированной воде. Полученный осадок подвергали ступенчатой термической обработке: сушке при 80-120°С и прокаливанию при 750-830°С. Полученное биологическое КФС имеет полидисперсный состав с размером частиц 0,1-400 мкм, представляющих собой агломераты из зерен размером от 15 до 50 нм. Стерилизация КФС происходит при его прокаливании непосредственно в процессе получения при 750-780°С. Связующий материал дополнительно содержит аминокислоту - лизин, которая обеспечивает транспорт биорезорбирумого кальция к месту восстановления костного дефекта и способствует эпитаксиальному росту кости.
4
2
Состав кальцийфосфатного материала контролируют, например, рентгенофазовым и рентгенофлуоресцентным анализом. Кальцийфосфатный материал содержит фазы: гидроксиапатита (аморфная и кристаллическая фазы) (50-60%), β-трикальцийфосфата (20-30%) и брушита Са(НРO)(НO) при соотношении Са/Р = 1,50-1,67.
60
Реакционно-твердеющий порошок и цементную жидкость перед использованием стерилизуют нагреванием до 750-830°С и 500°С соответственно, а перед применением связующую жидкость запаивают в полиэтилен и стерилизуют ионизирующим гамма-излучением от изотопа кобальта-60 (Со) дозой (18000-23000)±500 Грэй.
Биологическое кальцийфосфатное соединение (КФС), полученное по приведенному выше способу, содержит основные микроэлементы, сопутствующие природной кости, значение которых можно оценить только по испытаниям материала in vivo, при проведении которых он показал высокую резорбируемость и замечательные остеоиндуктивные и остеокондуктивные свойства.
60
Для придания вязкотекучих свойств композиционному материалу использовали связующую жидкость - раствор нативного коллагена II и IV типа, который выделяли из костей животных в процессе получения биологического КФС. В качестве добавки к связующей жидкости использовали аминокислоту - лизин, который обеспечивает транспорт биорезорбирумого кальция к месту восстановления костного дефекта и способствует эпитаксиальному росту кости. Лизин участвует в двух очень важных процессах: восстановлении тканей и формировании коллагена. Лизин широко применяется в период послеоперационного восстановления, а также терапии травм различного характера. Он улучшает усвоение кальция из крови и транспорт его в костную ткань. Приготовленную смесь раствора коллагена и лизина запаивают в полиэтиленовую пленку и стерилизуют ионизирующим гамма-излучением от изотопа кобальта-60 (Со) дозой (18000-23000)±0,5 Грэй.
Для цементной жидкости использовали химические реактивы: фосфат магния, оксид магния, оксид цинка, дигидрофосфат натрия, которые имели квалификацию «чистый для анализа» и «особо чистый». Соотношение между оксидами магния и цинка и дигирофосфатом натрия выбирается таким, чтобы при формировании цементной жидкости происходила нейтрализация оксидов дигидрофосфатом натрия с образованием смешанных фосфатов магния, натрия и цинка, обеспечивающих хорошие реакционно-твердеющие свойства материала. Стерилизация порошков оксидов магния и цинка, фосфата магния и дигидрофосфата натрия проводится прокаливанием в печи при 500°С в течение 1 ч.
Способ получения биоактивного композиционного материала для замещения костных дефектов заключается в последовательности проводимых операций: исходные компоненты: порошок КФС и связующий раствор нативного коллагена с лизином смешивают растиранием в агатовой ступке до однородной массы, затем при непрерывном помешивании к смеси добавляли цементный раствор. После тщательного перемешивания образуется пластичная масса, подобная пластилину, которая легко формуется. Из полученной массы формируют вручную или в прессформах необходимые изделия - пластинки, штабики, шарики (например, для проведения химических, биологических и механических испытаний). Время отверждения полученного материала зависит от соотношения компонентов и варьируется от 5 до 30 мин. Кроме этого, при ручном формовании материал не отверждается в течение и более длительного времени пока находится в руках хирурга или исследователя.
Результаты испытаний показали, что в отличие от известных цементов предлагаемый материал обладает полной биосовместимостью с костной тканью, биодеградируемостью, создает условия уменьшения в необходимости пересадки костной ткани и общей длительности хирургического вмешательства, устраняют необходимость в добавочной фиксации костных фрагментов (обломков).
Пример
Порошок кальцийфосфатных соединений (КФС), содержащий 1 г частиц размером 0,1-400 мкм смешивают с 0,2 г смеси коллагена и лизина и 0,3 г цементной жидкости. Смешивание проводят в указанной последовательности растиранием в агатовой ступке, затем пластичную массу подвергают ручному формованию. Из половины полученной пластичной массы формируют шарик и помещают в цилиндрическую форму диаметром 8 мм для проведения механических испытаний. Схватывание смеси происходит при комнатной температуре практически мгновенно. Предварительное отверждение материала происходит за 10-15 мин, а полное наступает через 24 ч. По данной методике готовили образцы для механических испытаний и для проведения доклинических испытаний. Цементную жидкость готовят непосредственно перед испытанием смешиванием порошков фосфатов и оксидов, входящих в состав с бидистиллированной водой.
Аналогичным образом готовили образцы, имеющие составы в заявленных пределах КФС. Если к смеси добавлять связующий компонент (раствор коллагена с лизином) в количестве, меньшем чем 0,2, уменьшается пластичность материала, а превышение этого количества больше 0,3 приводит к увеличению времени затвердевания композита. Добавление в реакционнотвердеющую смесь цементной жидкости в количестве, меньшем 0,3, затрудняет равномерность промешивания и соответственно равномерность распределения КФС в пластичной массе, которая рассыпается, а добавление в количестве, большем 0,5, может приводить к снижению биологической активности материала из-за количественного уменьшения в составе биоактивных КФС. Добавление лизина в количестве 2-5 обосновывается следующим: при использовании лизина в количестве менее 2 маc. % оказывает незначительное влияние на эффект его участия в восстановлении костного дефекта, имеющего структуру кости, а при содержании выше 5% наблюдается увеличение времени схватывания и затвердевания материала.
Элементный анализ заявляемого биоактивного композиционного материала состава 1:0,25:0,4 представлен в таблице 1, показано наличие основного и микроэлементного состава, характерного костной ткани.
Тяжелые металлы в его составе отсутствуют.
Оценка параметров пористой структуры и удельной поверхности приведены в таблице 2. Заявляемый биоактивный композиционный материал состава 1:0,25:0,4 представляет собой среднепористый материал с высокой удельной поверхностью и средним размером пор 3 нм.
Механические испытания биоактивного композиционного материала состава 1:0,25:0,4 указывают на достаточно высокие его прочностные свойства, приближенные к прочности губчатой кости.
Для оценки системного влияния имплантируемого биоактивного композиционного материала состава 1:0,25:0,4 на организм были проведены доклинические испытания на крысах породы «Wistar» (30 шт. массой 218-226 г), полученных из отдела экспериментального биомоделирования НИИ гигиены и на кроликах 6 мес. (10 шт. массой 2,5-3 кг).
Испытания биоактивного композиционного материала на основе биологических КФС показали, что у крыс через 1 месяц, а у кроликов через 1,5 месяца после проведения операции было обнаружено, что в новообразованной ткани, окружающей и прорастающей в матрикс, выявлены сосуды разного диаметра и нервные волокна. По всей толщине имплантата в результате его биодеградации происходит замена материала вновь образующимися костными трабекулами. Кровеносные сосуды полнокровны, что свидетельствует о соединенности сосудов с кровеносным руслом. В мировой практике имеются сообщения о восстановлении структуры костей на месте костного дефекта с прорастанием кровеносных сосудов, но практически отсутствуют сведения о восстановлении нервных волокон в косном матриксе. При использовании предлагаемого материала происходит восстановление кости с кровеносными сосудами и нервными волокнами.
Таким образом, благодаря усовершенствованию известного способа расширяется область его применения, что позволяет достичь требуемого технического результата относительно получаемого композиционного материала, обладающего повышенной биосовместимостью с костной тканью, обеспечивающего более качественную замену дефектов сложной формы и повышенной безопасностью применения.