СПОСОБ ПОЛУЧЕНИЯ ОБЪЕКТОВ ИЗ БИОСОВМЕСТИМОГО ГИДРОГЕЛЯ ДЛЯ ПРИМЕНЕНИЯ В ОБЛАСТИ МЕДИЦИНЫ, В ЧАСТНОСТИ В ОФТАЛЬМОЛОГИИ
METHOD FOR OBTAINING OF OBJECTS FROM BIOCOMPATIBLE HYDROGEL FOR APPLICATION IN MEDICINE, NAMELY IN OPHTHALMOLOGY

Настоящее изобретение относится к способу получения объекта из биосовместимого гидрогеля путем отливки раствора полимера в шаблоне, выполненном из особого материала. Изобретение относится также к объектам из биосовместимого гидрогеля, полученным этим способом, таким, например, как внутрироговичные линзы (или хрусталики), имплантируемые в роговую оболочку, или к любым другим имплантатам, используемым в офтальмологии.
В уровне технике уже было описано много способов получения объектов из гидрогеля для медицинских и/или хирургических применений, полученных отливкой раствора полимера в шаблоне подходящей формы. Из них можно назвать способ "spin casting" (центробежное литье), называемый также центрифугированием, примененный Wichterle (1960) для изготовления контактных линз из гидрогеля, полученного с помощью катализа из гидроксиэтилметакрилата (HEMA), время гелеобразования которого зависит, наряду с другими факторами, от температуры.
Другой способ получения объектов из гидрогеля состоит в превращении в гель раствора полимера путем охлаждения его до температуры ниже температуры гелеобразования (патент FR 2051147). Основным преимуществом этого способа является компенсация изменения объема раствора полимера, помещенного внутрь шаблона. Этот способ, основанный на превращении в гель путем снижения температуры ниже точки гелеобразования, не позволяет получать прозрачные гидрогели из раствора анионного сополимера AN69 (сополимер, поставляемый фирмой GAMBRO), но, напротив, ведет к полупрозрачным гидрогелям, не пригодным для применения в рефрактивной хирургии глаза.
Другие объекты из гидрогелей можно получить путем механической резки блока гидрогеля при температуре окружающей среды, используя лезвие, микропилу или лазер, или путем резки водяными микроструями при очень высоком давлении, или путем механической криообработки при очень низкой температуре. Эти способы испытывались также для получения линз из гидрогеля на основе сополимера AN-69, но безуспешно.
Сополимер AN-69 используется много лет для получения мембран для гемодиализа (J. Denis et al., Gut, 1978, 19, 787-793). Гидрогель из этого сополимера использовался также для инкапсуляции островков Лангерганса при создании искусственной поджелудочной железы (J. Honinger et al., The International Journal of Artificial Organs, 1994, 17, 046-052), а также для инкапсуляции гепатоцитов для создания искусственной печени (J. Honinger et al., Biomaterials, 1995, 16, 753-759; R. Sarkis et al., Transplantation, 2000, Vol. 70, 58-64; Journal of Hepatology, 2001, 35, 208-216; E. Baldini et al., Transplantation Proceeding, 2009, 41(4), 1367-1369). В исследованиях по терапии полиартрита мышиные клетки также инкапсулировали в полом волокне из гидрогеля AN-69 (N. Bessis et al., Clin. Exp. Immunol., 1999, 117, 376-382) и в капсулах, полученных из этого же гидрогеля (N. Bessis et al., Rhumatologie, 2003, 70, 855-7). Клетки, продуцирующие эритропоэтины, также инкапсулировали в полых волокнах из гидрогеля AN-69 (E. Payen et al., Haematologica, 1999, 84, EHA-4). Также сополимер AN-69 уже широко продемонстрировал свои свойства биосовместимости и гемосовместимости и свою способность не активировать систему комплемента (J. Honinger et al., J. Biomed. Mater. Res., 1997, 37, 548-553). Гидрогель, полученный из этого сополимера, также широко применяется в области офтальмологии. Действительно, еще 20 лет назад из этого сополимера уже получали внутрироговичные линзы (патент EP 0347267; L. Laroche et al., Macromol. Symp., 1995, 100, 51-55) и имплантировали животным, а затем проводили клиническую оценку на человеке. Этот же гидрогель AN-69 использовали также в исследования пролиферации эпителиальных клеток для разработки линз для эпикератофакии (F. Maury et al., Journal of Materials Science-Materials in medicine, 1997, 8, 571-576).
Горячее формование таблеток гидрогеля для изготовления внутрироговичных линз применялось J. Honinger и L. Laroche с конца 80-х годов. Оптическое качество этих линз было идеальным. Перед имплантацией в роговицу линзы обеззараживали перуксусной кислотой, затем промывали стерильным физиологическим раствором. Новые требования фармакопеи, становящиеся более строгими, могут потребовать стерилизации, а не только обеззараживания имплантируемых объектов. При стерилизации предписанными методами, такими как влажное тепло, гамма-облучение или ускоренные электроны, термоформованные линзы могут изменить свою форму, и их оптическая сила ухудшится.
Таким образом, слабым местом внутрироговичных имплантатов, полученных вышеописанными способами, является их недостаточно удовлетворительная способность сохранять свою форму на этапе стерилизации.
Поэтому авторы заявки попытались получить прозрачные и биосовместимые гидрогели, чтобы использовать их для получения высоконадежных объектов, применяющихся в медицине и хирургии, в частности глазных имплантатов, имеющих надлежащую проницаемость для различных биологических молекул.
Итак, первым предметом изобретения является способ получения объекта из биосовместимого гидрогеля, включающий следующие этапы:
(i) приготовление раствора полимера путем растворения сополимера акрилонитрила и олефиново-ненасыщенного сомономера, содержащего анионные группы, в апротонном растворителе, необязательно в присутствии осадителя,
(ii) формование и начало превращения в гель раствора полимера, полученного на этапе (i), в шаблоне, имеющем форму желаемого объекта, причем указанный шаблон состоит из материала, содержащего указанный осадитель, или из материала, проницаемого для указанного осадителя, причем указанный этап предпочтительно осуществляют при температуре окружающей среды,
(iii) в ходе гелеобразования погружение объекта, полученного на этапе (ii), в осадитель на достаточное время, чтобы позволить полную замену растворителя указанным осадителем и получить объект из гидрогеля.
Совершенно неожиданно авторы заявки установили, что использование шаблона, выполненного из особого материала, состоящего из осадителя и проницаемого для указанного осадителя, позволило одновременно обеспечить обмен между растворителем, присутствующим в растворе полимера, и осадителем на этапе гелеобразования, и образовать гидрогель (в случае, когда осадитель является водой), имеющий желаемую форму. Действительно, именно присутствие осадителя внутри шаблона вызывает гелеобразование отливаемого раствора полимера. Глазные и/или внутрироговичные имплантаты из гидрогеля, полученного способом согласно изобретению, имеют, наряду с их инертностью в отношении биологических клеток:
- отличные оптические свойства: идеальная прозрачность в видимом спектре, поглощение УФ-излучения, показатель преломления, близкий к показателю преломления роговицы,
- очень хорошие физико-химические свойства: высокая проницаемость для воды, физиологического раствора, маленьких и средних молекул, проницаемость для растворенных газов, высокая гидрофильность, химический состав, лишенный токсичных групп,
- отличная стабильность размеров,
- особые биологические свойства: отсутствие биорассасывания в физиологической среде, способность выдерживать стерилизацию и/или повторную стерилизацию, хорошее сопротивление старению в этой среде, хорошая переносимость тканями в местах имплантации в строму роговицы (не вызывая ухудшения эпителия и эндотелия роговицы), низкое сродство к белкам.
Растворение на этапе (i) может быть реализовано при перемешивании при температуре в интервале от температуры окружающей среды до 70°C, предпочтительно при температуре примерно 50°C.
Этап (i) способа по изобретению состоит в приготовлении, путем растворения, сополимера акрилонитрил/сомономер, предпочтительно имеющего мольное отношение компонентов от 90/10 до 100/0, предпочтительно от 95/5 до 99/1.
Согласно одному предпочтительному варианту осуществления, анионные группы олефиново-ненасыщенного сомономера выбирают из сульфонатных, карбоксилатных, фосфатных, фосфонатных и сульфатных групп.
Сополимер акрилонитрил/сомономер предпочтительно является сополимером акрилонитрила с металлилсульфонатом натрия, таким как сополимер AN-69 (поставщик GAMBRO). Эти сополимеры не взаимодействуют с клетками и, таким образом, имеют заметно лучшую переносимость.
Апротонный растворитель, в котором растворен сополимер акрилат/сомономер, выгодно выбирать из органических или неорганических апротонных полярных растворителей, предпочтительно из диметилформамида (DMF), диметилсульфоксида (DMSO), Ν,Ν-диметилацетамида (DMAC), N-метилпирролидона (NMP).
Осадитель выбирают из воды, водных растворов минеральных солей и водных растворов органических солей.
Согласно одной выгодной конфигурации этого предпочтительного варианта, когда осадитель является водным раствором соли, указанный раствор имеет концентрацию от 0,5 до 5 масс. %, чтобы получить в растворе полимера концентрацию соли в интервале от 0,03 до 1 масс. %, предпочтительно от 0,05 до 1%.
Еще более предпочтительно минеральные и органические соли являются хлоридом натрия (физиологический раствор) или калия, иодатом натрия или калия, бикарбонатом натрия или калия, хлоратом натрия или калия, периодатом натрия или калия, нитратом натрия или калия, цитратом натрия или калия, тартратом натрия или калия, аскорбатом натрия или калия, ацетатом натрия или калия, лактатом натрия или калия. Водный раствор предпочтительной соли является раствором хлорида натрия.
Согласно одному предпочтительному варианту осуществления, шаблон на этапе (ii) выполнен из гидрогеля.
В контексте изобретения гидрогелем называется материал, который состоит из полимерных цепей, имеющих гидрофильные участки.
Шаблон на этапе (ii) может быть шаблоном из гидрогеля на основе агарозы, альгинатов, полигидроксиэтилметакрилата (PHEMA), полигидроксипропилметакрилата (PHPMA) или полиакрилата (натрия или калия).
Предпочтительно шаблон на этапе (ii) состоит из:
- 1-10 масс. %, предпочтительно 2-6%, агарозы или альгинатов и
- 90-99 масс. %, предпочтительно 94-98%, воды или водного раствора минеральной соли или водного раствора органической соли.
Особенно предпочтительно шаблон на этапе (ii) является шаблоном из гидрогеля агарозы.
В ходе этапа (ii) способа по изобретению, известного также под термином "этап расслоения смеси" или "этап выделения фазы", из гомогенного раствора полимера, полученного на выходе с этапа (i), образуется гидрогель.
Согласно трехкомпонентной диаграмме (сополимер-растворитель-осадитель), кривая равновесия отделяет зону, где три компонента смешиваются, от зоны, где образуются две другие фазы (твердая фаза с высоким содержанием полимера и жидкая фаза с низким содержанием полимера, или обедненная полимером). В процессе образования гидрогеля система эволюционирует от исходного раствора полимера до состава, в котором весь растворитель заменен осадителем, чтобы превратить гель в гидрогель. Переход от жидкой формы к гелеобразной форме начинается в результате контакта раствора полимера с осадителем, содержащимся в шаблоне, форма которого выбирается заранее в зависимости от желаемого позднейшего применения. Поверхностные слои раствора полимера, находящиеся в прямом контакте с поверхностью шаблона, содержащей осадитель, начинают превращаться в гель и принимают форму шаблона. Чем большую толщину имеет отливаемый объект, тем больше время гелеобразования.
Этап (iii) погружения объекта в ходе гелеобразования может быть реализован в два шага:
- на первом шаге: погружение объекта в ходе гелеобразования в холодную баню осадителя, предпочтительно при температуре в интервале от 0 до 10°C, на период, который может варьироваться от 5 до 15 минут, и
- на втором шаге: погружение объекта в ходе гелеобразования в баню осадителя при температуре окружающей среды, на период, который может варьироваться от 15 до 45 минут, предпочтительно на примерно 30 минут.
После этапов (i)-(iii) способ по изобретению может также включать необязательный этап стерилизации. Предпочтительно этот этап стерилизации осуществляется путем радиационной стерилизации, например гамма-излучением или ускоренными электронами, более предпочтительно радиационной стерилизацией гамма-излучением или ускоренными электронами.
Настоящее изобретение относится также к объектам из биосовместимого гидрогеля, полученным способом по изобретению.
Выражение "объект из биосовместимого гидрогеля" следует понимать как объект, изготовленный из неживого материала, использующийся в качестве медицинского устройства, предназначенного для взаимодействия в контакте с биологическими системами без их искажения, то есть не вызывая аномалий в характеристиках клеточных тканей и не провоцируя интоксикацию биологических жидкостей, циркулирующих во внутренних органах тела человека или животного. Этот контакт, очевидный в случае имплантата, должен распространяться на контакты, которые реализуются на поверхности или внутри тела человека или животного, как, например, контакты, происходящие с кровью в случае гемодиализа или с роговицей в случае контактных линз.
Эти объекты могут быть пленками, нитями, кольцами или имплантатами для медицинского, биологического, офтальмологического и/или внеофтальмологического применения.
Согласно другому предпочтительному варианту осуществления, объекты из биосовместимого гидрогеля согласно изобретению являются глазными имплантатами. Это могут быть линзы, имеющие или не имеющие оптическую силу или преломляющую способность, и, в частности, внутрироговичные линзы, предназначенные для имплантации в роговицу для коррекции дефектов зрения. Особенно предпочтительно глазные имплантаты согласно изобретению представляют собой внутрироговичные линзы для коррекции миопии, гиперметропии, дальнозоркости, кератоконуса или эктазии после коррекции зрения методом LASIK (ятрогенный кератоконус). Имплантация в роговицу хрусталика, имеющего определенную форму, причем роговицу рассекают, например, фемтосекундным лазером, позволяет переустроить внутреннюю часть роговицы, деформированную вследствие кератоконуса.
Помимо вышеуказанных конфигураций, изобретение включает также другие конфигурации, которые вытекают из нижеследующего дополнительного описания примеров, демонстрирующих улучшенные свойства объектов из биосовместимого гидрогеля, полученных способом по изобретению.
Пример. Получение контактной линзы из гидрогеля сополимера AN-69 способом по изобретению
Приготовление шаблона из гидрогеля агарозы
Шаблон из гидрогеля агарозы готовят, исходя из полипропиленовой матрицы (обхватывающая часть и охватываемая часть) контактной линзы, поставляемой фирмой Essilor.
2
Водный раствор агарозы концентрацией 2-4% готовят путем растворения агарозы в физиологическом растворе (0,9% NaCl в HO) при температуре 80°C. Затем его охлаждают до температуры 40-50°C, после чего выливают в полипропиленовую матрицу (в обе части по отдельности).
2
После охлаждения до температуры окружающей среды из матрицы извлекают две части полученного шаблона из агарозы. Затем обе эти части шаблона погружают в физиологический раствор (0,9% NaCl в HO).
Приготовление раствора полимера
Раствор полимера указанного ниже состава готовят при перемешивании на водяной бане при температуре 60°C.
Компонент
масс. %
Сополимер AN-69 (сухой экстракт)
9
Диметилформамид (DMF)
85
Физиологический раствор (0,9% NaCl в H<sub>2</sub>O)
6
Получение контактной линзы
Каплю заранее приготовленного раствора полимера выливают в охватывающую часть полученного выше шаблона гидрогеля агарозы. Охватывающую часть шаблона немедленно закрывают охватываемой частью.
Через 30 секунд шаблон открывают. Затем приступают к извлечению контактной линзы в гелеобразной форме. Ее два раза последовательно погружают на 30 минут в 0,5 л физиологического раствора при температуре окружающей среды, что приводит к полной замене DMF (растворитель) физиологическим раствором (осадитель).
В результате получают контактную линзу диаметром 10 мм, имеющую толщину в центре 0,3-0,4 мм. Она имеет оптическую силу 2,5 D и среднее содержание воды (влагосодержание) 75%.
Затем контактную линзу стерилизуют гамма-излучением. Поглощенная доза гамма-излучения составляет 25 грей (или 2,5 мрад).
После стерилизации контактную линзу помещают в капсулу, содержащую физиологический раствор.
Установлены следующие результаты:
- форма линзы (выпуклая/вогнутая) не изменилась,
- влагосодержание уменьшилось на 2%,
- оптическая сила изменилась очень мало (±0,25 D).