МАТЕРИАЛ ЗАМЕНИТЕЛЯ КОСТИ
BONE FILLER MATERIAL

Изобретение относится к новому двухфазному материалу заменителя кости с двухслойной структурой на основе фосфата кальция/гидроксиапатита (ФК/ГАП), который пропитан волокнами коллагена, к способу изготовления указанного двухфазного материала заменителя кости и к его применению в качестве имплантата или протеза для поддержания образования кости, регенерации кости, восстановления кости, ремоделирования кости и/или в качестве замены кости в месте повреждения в организме человека или животного.
Дефекты в структуре кости возникают при различных обстоятельствах, таких как травма, болезнь, а также хирургическое вмешательство, и все еще существует потребность в эффективном восстановлении дефектов кости в различных областях хирургии.

Многочисленные природные и синтетические материалы и композиции применяли для того, чтобы стимулировать заживление в месте повреждения кости. Хорошо известным природным остеокондуктивным материалом заменителя кости, который способствует росту кости в периодонтальных и челюстно-лицевых костных повреждениях, является Geistlich Bio-Oss, коммерчески доступный от компании Geistlich Pharma AG. Этот материал получают из натуральной кости при помощи способа, описанного в патенте США №5167961, причем указанный материал позволяет сохранить трабекулярную архитектуру и нанокристаллическую структуру натуральной кости, что приводит к превосходному остеокондуктивному матриксу, который не всасывается или всасывается очень медленно.
Системы фосфата трикальция/гидроксиапатита (ФТК/ГАП) и их применение в качестве материалов заменителя кости описаны, например, в US 6338752, раскрывающем способ изготовления двухфазного цемента α-ФТК/ГАП при помощи нагревания порошковой смеси фосфата аммония и ГАП при температуре 1200-1500°C.
Европейский патент ЕР-285826 описывает способ получения слоя ГАП на металлических и неметаллических изделиях для имплантатов при помощи нанесения слоя α-ФТК и полного превращения слоя α-ФТК в ГАП посредством реакции с водой со значением рН, составляющим 2-7, при температуре 80-100°C. Полученный продукт представляет собой металлическое или не металлическое изделие, покрытое слоем ГАП.
WO 97/41273 описывает способ для покрытия подложки, такой как, в частности, гидроксиапатит (ГАП), или других фосфатов кальция (ФК) покрытием из карбонатгидроксиапатита, то есть гидроксиапатита, где ионы фосфата и/или гидроксильные ионы частично замещают бикарбонатными ионами при помощи способа, содержащего (а) погружение подложки в раствор со значением рН, составляющим 6.8-8.0, содержащий ионы кальция, ионы фосфата и бикарбонатные ионы при температуре ниже, чем 50°C, (b) нагревание части раствора в контакте с подложкой до температуры 50-80°C, пока не будет получено значение рН, составляющее больше чем 8, (c) поддерживание подложки в контакте со щелочным раствором, полученным на стадии (b), для того, чтобы образовалось карбонатгидроксиапатитное покрытие, и (d) изъятие подложки из раствора и подвержение покрытия сушке. Бикарбонатные ионы раскрыты как действующие в качестве ингибиторов роста кристаллов гидроксиапатита, что приводит к нестехиометрическим кристаллам, содержащим дефекты и имеющим достаточно небольшие размеры, а именно 10-40 нм в длину и 3-10 нм в ширину (см. страницу 7, строчки 1-7).
Компоненты системы фосфата кальция/гидроксиапатита (ФК/ГАП), в частности системы ФТК/ГАП, отличаются по своей термодинамической стабильности. По причине этого различия, когда системы ФК/ГАП имплантируют в организм млекопитающего, в частности в организм больного человека, то растворимость ФТК и других фосфатов кальция является выше в жидкости организма, чем растворимость ГАП. Различие в растворимости между фосфатами кальция и ГАП приводит к разрушению неупорядоченной спеченной структуры системы ФК/ГАП, по той причине, что лучше растворимое соединение ФК (например. ФТК) удаляется более быстро, чем ГАП. Спекшееся соединение между ФК и ГАП, полученное при высоких температурах, также вносит значительный вклад в более высокую растворимость средства в физиологической среде. Два различных типа реакций доминируют с повышенной скоростью in-vivo разложении указанной керамики: химическое растворение и биологическое всасывание клетками. Оба процесса приводят к растворению керамического материала, что дополнительно приводит к местному перенасыщению ионами кальция, вследствие чего имеется в наличии больше выделенных ионов кальция, чем поглощенных ионов кальция. Природного равновесия ионов кальция больше не существует ни во внеклеточном матриксе, ни в ткани, окружающей имплантат. Местное нарушение природного равновесия кальция в условиях перенасыщения ионами кальция приводит к повышению активности остеокластов и вследствие этого к ускоренному плохо контролируемому всасыванию керамического материала и к риску возникновения неблагоприятных воспалительных реакций, особенно когда применяют большое количество синтетического материала заменителя кости.

Когда материал заменителя кости Geistlich Bio-Oss имплантируют в организм больного человека, то природное равновесие кальция практически не нарушается, концентрация ионов кальция на поверхности материала и внутри его окружения остается почти постоянной. Следовательно, биологическое всасывание материала отсутствует или происходит с очень медленной скоростью, без риска возникновения неблагоприятных воспалительных реакций.

Задачей изобретения, раскрытого в международной заявке на патент № РСТ/ЕР 2010/003590, было обеспечение материала заменителя кости из фосфата кальция/гидроксиапатита (ФК/ГАП), который, подобно материалу заменителя кости Био-Oss Geistlich, после оставления отвердевать in vivo, позволяет концентрации ионов кальция на поверхности материала и внутри его окружения оставаться почти постоянной и, таким образом, не приводит к повышенной активности остеокластов.
Более того, природное равновесие кальция, которое необходимо для оптимальной регенерации кости, не должно быть нарушено или уничтожено. Кроме того, природное равновесие концентрации кальция должно быть поддержано на протяжении длительного времени посредством материала заменителя кости до тех пор, пока процесс регенерации не будет завершен. Когда указанные условия соблюдаются, то не происходит никакого повышения активности остеокластов, следовательно, отсутствует какой-либо риск неблагоприятных воспалительных реакций.
Вышеупомянутая международная заявка на патент сообщает, что вышеупомянутая задача была достигнута посредством нового двухфазного нанокристаллического ФК/ГАП материала заменителя кости с точно определенной биомиметической двухслойной структурой, полученной при определенных условиях, как описано в заявке.
Более того, как выявлено при помощи наблюдения посредством флуоресцентной оптической микроскопии указанного нового двухфазного нанокристаллического ФК/ГАП материала заменителя кости, имплантированного в организм млекопитающего, не существует какого-либо обнаруживаемого повышения активности остеокластов рядом с имплантатом, что указывает на отсутствие повышения концентрации ионов кальция на поверхности материала и внутри его окружения.
Новый двухфазный нанокристаллический ФК/ГАП материал заменителя кости демонстрирует очень интересные in vivo свойства.
Таким образом, изобретение международной заявки на патент № РСТ/ЕР 2010/003590 относится к двухфазному кальцийфосфатному/гидроксиапатитному (ФК/ГАП) материалу заменителя кости, содержащему спеченный ФК стержень и по меньшей мере один однородный и замкнутый эпитаксически выращенный слой нанокристаллического ГАП, нанесенный поверх спеченного ФК стержня, вследствие чего эпитаксически выращенные нанокристаллы имеют такой же размер и структуру, как и костный минерал человека, то есть длину, составляющую 30-46 нм, и ширину, составляющую 14-22 нм.
3
4
2
3
4
2
4
4
2
Спеченный ФК стержень может содержать фосфат трикальция (ФТК), в частности α-ФТК (α-Са(PO)) или β-ФТК (β-Са(PO)), и/или фосфат тетракальция (ФТТК) Са(PO)O.
В соответствии с часто используемым вариантом осуществления, спеченный ФК стержень в основном состоит из ФТК, при этом α-ФТК является предпочтительным.
Эпитаксически выращенный слой нанокристаллического ГАП структурно и химически почти идентичен природному человеческому костному минералу.
Как правило, эпитаксически выращенный слой нанокристаллического ГАП имеет толщину, составляющую по меньшей мере от 15 до 50 нм, предпочтительно по меньшей мере от 20 до 40 нм, более предпочтительно по меньшей мере от 25 до 35 нм. Указанная минимальная толщина соответствует одному слою нанокристаллов ГАП в эпитаксиальной ориентации.
Эпитаксически выращенный слой нанокристаллического ГАП может содержать один или множество слоев нанокристаллов ГАП в эпитаксиальной ориентации. Толщина эпитаксически выращенного слоя нанокристаллического ГАП, который связан с числом таких слоев нанокристаллов ГАП в эпитаксиальной ориентации, будет выбираться в соответствии от ожидаемого применения материала заменителя кости в качестве имплантата или протеза в подвергаемых различным нагрузкам частях тела. Более того, материал заменителя кости изобретения разработан для того, чтобы функционировать in vivo как система, подобная созданной природой, постепенно превращая спеченный ФК стержень в гидроксиапатит, подобный по размеру и структуре к человеческому костному минералу, при этом скорость этого превращения зависит от скорости выделения кальция спеченным ФК стержнем, которое в большой степени контролируется толщиной эпитаксически выращенного слоя нанокристаллического ГАП.
Характеристики ФК/ГАП материала заменителя кости в большой степени контролируются толщиной эпитаксически выращенного слоя кристаллического ГАП. Термин «характеристики» включает способность ФК/ГАП заменителя кости выделять постоянную концентрацию ионов кальция в локальное окружение in vitro и in vivo.
Толщина эпитаксически выращенного слоя нанокристаллического ГАП зависит от соотношения спеченного ФК материала стержня и ГАП, при этом указанное соотношение находится, как правило, в пределах между 5:95 и 95:5, предпочтительно от 10:90 до 90:10.
ФК/ГАП материал заменителя кости может быть представлен в виде частиц или гранул, при этом частицы или гранулы имеют желательный размер и форму. Как правило, частицы или гранулы являются почти сферическими и имеют диаметр, составляющий 1-5000 мкм, предпочтительно 10-5000 мкм, в частности 250-5000 мкм.
ФК/ГАП материал заменителя кости также может представлять собой изделие, имеющее определенную форму, например винт, штифт, спица или структуруа, имеющая профиль костной части тела, такой как, в частности, бедро, ключица, ребро, нижняя челюсть или часть черепа. Такой винт, штифт или спица могут применяться в восстановительной ортопедической хирургии для того, чтобы зафиксировать связку с костью, например, в колене или в локте. Такая структура, имеющая профиль костной части тела, может применяться в ортопедической хирургии в качестве протеза для того, чтобы заменить отсутствующую или поврежденную кости или часть кости.
Кроме того, изобретение международной заявки на патент № РСТ/ЕР 2010/003590 относится к способу изготовления определенного выше ФК/ГАП материала заменителя кости, содержащего стадии
a) изготовление спеченного ФК материала стержня,
b) погружение спеченного ФК материала стержня в водный раствор при температуре, находящейся в пределах между 10°C и 50°C, для того чтобы начать процесс превращения ФК в ГАП, в результате чего на поверхности спеченного ФК материала стержня образуется однородный и замкнутый эпитаксически выращенный слой нанокристаллического гидроксиапатита, при этом эпитаксически выращенные нанокристаллы имеют тот же размер и структуру, что и костный минерал человека,
c) прекращение превращения посредством отделения твердого материала от водного раствора в то время, когда присутствует однородное и замкнутое покрытие по меньшей мере одного нанокристаллического слоя ГАП, но перед тем, как процесс превращения закончится полностью,
d) необязательно стерилизацию отделенного материала, поступающего из стадии с).
3
4
2
3
4
2
4
4
2
Спеченный ФК материал стержня может содержать фосфат трикальция (ФТК), в частности α-ФТК (α-Са(PO)) или β-ФТК (β-Са(PO)), и/или фосфат тетракальция (ФТТК) Са(PO)O.
В соответствии с часто применяемым вариантом осуществления, спеченный ФК материал стержня в основном состоит из ФТК, при этом α-ФТК является предпочтительным.
4
Изготовление спеченного ФК материала стержня может быть выполнено при помощи способов, известных в уровне техники, включающих первоначальное смешивание порошков кислого фосфата кальция (CaHPO), карбоната кальция и/или гидроокиси кальция, затем кальцинирование и спекание смеси в пределах соответствующего диапазона температур, в результате чего получают крупнокусковой спеченный ФК материал стержня (см. например, Mathew M. и др. / 1977, Acta. Cryst. B33:1325; Dickens В. и др., 1974, J. Solid State Chemistry 10, 232; and Durucan C. et al., 2002, J. Mat. Sci., 37:963).
4
Таким образом, крупнокусковой спеченный ФТК материал стержня может быть получен посредством смешивания порошков кислого фосфата кальция (CaHPO), карбоната кальция и/или гидроокиси кальция в стехиометрическом соотношении, кальцинирования и спекания смеси при температуре в диапазоне 1200-1450°C, предпочтительно при температуре приблизительно 1400°C.
Крупнокусковой спеченный ФТТК материал стержня также может быть получен при помощи описанного выше способа.
Крупнокусковой спеченный материал ФК, изготовленный при помощи таких способов, может быть пористым, где пористость составляет 2-80% от объема, и широким распределением пор. Параметры пористости выбирают в соответствии с намеченным применением ФК/ГАП материала заменителя кости.
Спеченный ФК материал стержня, который используют на стадии b), может представлять собой
- крупнокусковой спеченный ФК материал стержня, изготовленный, как описано выше,
- частицы или гранулы спеченного ФК материала стержня, полученные из крупнокускового спеченного ФК материала стержня, изготовленного, как описано выше, где частицы или гранулы получают посредством применения традиционных методов, таких как дробление, размол и/или измельчение, а также просеивание, или
- заготовка спеченного ФК материала стержня, имеющая желательную форму и размер, например винт, штифт, спица или структура, имеющая профиль костной части тела.
Такая заготовка любой желательной формы и размера может быть получена из крупнокускового спеченного материал стержня, изготовленного, как описано выше, посредством применении хорошо известных методов прототипирования, таких как фрезерование на станке с ЧПУ или 3D-печать (см. например, Bartolo P. и др. / Bio-Materials and Prototyping Applications in Medicine, Springer Science New York, ISBN 978-0-387-47682-7; Landers R. и др., 2002, Biomaterials 23(23), 4437; Yeong W.-Y. и др., 2004, Trends in Biotechnology, 22 (12), 643; and Seitz H. и др., 2005, Biomed. Mater. Res. 74B (2), 782).
Водный раствор стадии b) может представлять собой чистую воду, сымитированную жидкостью тела, или буферный раствор. Важным является то, чтобы значение рН раствора для погружения стадии b) было почти нейтральным и оставалось устойчивым на протяжении процесса превращения, при этом является предпочтительным, чтобы значение рН находилось в пределах диапазона от 5.5 до 9.0.
Буферный раствор может представлять собой любой буферный раствор со значением рН, находящимся в вышеупомянутом диапазоне, но при этом предпочтительным является фосфатный буфер с присутствием или отсутствием кальция, магния и/или натрия.
Термин «сымитированная жидкость тела» относится к любому раствору, который имитирует жидкость тела. Предпочтительно, сымитированная жидкость тела имеет концентрацию ионов, подобную концентрации ионов плазмы крови.
Диапазон температуры на стадии b), как правило, находится в пределах между 10°C и 50°C, предпочтительно между 25°C и 45°C, более предпочтительно между 35°C и 40°C.
Стадия погружения b) приводит в первой фазе к фазовому переходу первого рода ФК материала стержня и, вследствие этого, к зародышеобразованию предшественников ГАП нанокристаллов. Во время второй фазы, полученные предшественники ГАП первой фазы растут и создают замкнутый (то имеет полностью покрывающий) эпитаксический нанокристаллический композитный слой. Первый ГАП нанокристаллический слой должен быть однородным и замкнутым, а также эпитаксически связанным со спеченным ФК материалом стержня на всем протяжении его внешней поверхности, в том числе, в случае, когда спеченный ФК материал стержня является пористым, через его поры.
Во время третьей фазы фазовый переход первого рода может проходить в новообразованном двухслойном композите, далее преобразовывая спеченный ФК материал стержня (ФТК или ФТТК) в нанокристаллический ГАП. Во время этой третьей стадии фазового перехода, ионы кальция выделяются на протяжении контролируемого периода времени посредством медленного контролируемого диффузией процесса, до тех пор, пока часть спеченного ФК материала стержня не будет превращена в нанокристаллический ГАП. Время превращения и, вследствие этого, скорость выделения кальция можно контролировать при помощи изменения толщины слоя ГАП.
Эпитаксически выращенный слой нанокристаллического ГАП соответствующей толщины можно изготовить in vitro, при этом превращение ФК в ГАП прекращают до того, как оно будет закончено.
Как только ФК/ГАП материал заменителя кости затвердевает in vivo, процесс превращения ФК в ГАП будет возобновлен посредством контакта с жидкостями тела, и материал заменителя кости будет функционировать как система, подобная созданной природой, образуя новый гидроксиапатит, подобный по размеру и структуре к костному минералу человека.
Во время in vivo процесса превращения фазы, перенесенные ионы кальция выделяются в местное окружение, поддерживая местное равновесие кальция, которое является важным и благоприятным для процессов регенерации кости.
Благодаря разному времени регенерации повреждений в подвергаемых различным нагрузкам частях тела, является важным, чтобы скорость выделения кальция можно было контролировать. Это может быть достигнуто при помощи изменения толщины эпитаксически выращенного слоя гидроксиапатита.
По этой причине, стадия с) является очень критической стадией. Время погружения в водный раствор стадии b) зависит от желательной толщины слоя ГАП. По меньшей мере необходим один слой нанокристаллического ГАП в эпитаксиальной ориентации. Является существенным, чтобы превращение ФК в ГАП не было законченным.
Надлежащее время погружения в соответствии с желательной толщиной может быть вычислено с использованием некоторых дифференциальных уравнений термодинамики, хорошо известных специалисту в области фосфатов кальция и цемента, а также химии бетона.
См. например: Pommersheim, J.C.; Clifton / J.R. (1979) Cem. Cone. Res.; 9:765; Pommersheim, J.C.; Clifton / J.R. (1982) Cem. Cone. Res.; 12:765; и Schlussler / K.H. Mcedlov-Petrosjan, O.P.; (1990): Der Baustoff beton, VEB Verlag Bauwesen, Берлин.
Перенос раствора в систему ФК/ГАП с помощью использования упомянутых выше дифференциальных уравнений позволяет прогнозировать фазовый переход ФК в ГАП и толщину слоя, так что эпитаксический слой ГАП может быть изготовлен посредством установившегося и воспроизводимого способа.
Отделение твердого материала от водного раствора традиционно выполняют при помощи фильтрации и сушки, используя методы, хорошо известные в уровне техники.
Необязательная стадия стерилизации d) может быть выполнена при помощи методов, хорошо известных в уровне техники, таких как гамма-облучение.
Преимущества ФК/ГАП материала заменителя кости вышеупомянутого изобретения
Эпитаксически выращенные нанокристаллы ГАП, окружающие спеченный ФК материал стержня, являются идентичными по размеру и структуре к кристаллам апатита природного костного минерала человека, как показано в Таблице 1 ниже. Таким образом, ФК/ГАП материал заменителя кости изобретения успешно имитирует состав или микроструктуру кости и представляет биомиметический материал костного минерала человека.
Таблица 1
Сравнение размера кристаллов и структуры ГАП в случае ФК/ГАП заменителя кости изобретения и костного минерала человека
Кристаллографические оси (гексагональная пространственная группа Р6<sub>3</sub>/m)
ФК/ГАП изобретения, изготовленных при физиологической температуре.Размер кристалла*[нм]
природный костный минерал человека.Размер кристалла* [нм]
а (1,0/0)
18 (±4)
15-21
b (0/1,0)
18 (±4)
15-21
с (О/ОД)
38 (±8)
34-45
* Исследование размера кристаллов было выполнено посредством использования ПЭМ (просвечивающая электронная микроскопия), СЗМ (методы сканирующей зондовой микроскопии), так же как обработку данных рентгено-структурного анализа осуществляли с использованием метода Брэгга.
Постоянная концентрация ионов кальция приводит к улучшенной адгезии остеобластов и остеокластов к поверхности ГАП в правильном соотношении, необходимом для остеогенеза и, таким образом, к устойчивому состоянию в цикле регенерации кости. Поверхность является таковой, что к ней легко прикрепляются остеобласты и остеокласты в правильном соотношении, необходимом для регенерации кости.
Кроме того, благодаря строго контролируемым свойствам поверхности, вышеупомянутый ФК/ГАП материал заменителя кости может функционировать в качестве матрикса для биологически активных молекул, таких как белки внеклеточного матрикса, такой как, в частности, факторы роста для регенерации кости.
В настоящее время было обнаружено, что адгезия остеобластов и остеокластов к поверхности ГАП, в правильном соотношении, необходимом для остеогенеза, может быть дополнительно улучшена посредством пропитывания пористого ФК/ГАП материала заменителя кости, определенного выше, волокнами коллагена так, чтобы дополнительно имитировать in vivo природные процессы образования кости, регенерации кости, восстановления кости, ремоделирования кости и заменителя кости, посредством создания окружающей среды поближе к соответствующей кости или к поврежденной кости, а именно, гидроксиапатитную часть и органический матрикс, содержащий волокна коллагена.
Волокна коллагена, как правило, представляют собой волокна коллагена типа I, коллагена типа III или их смесь, или волокна коллагена типа II.
На настоящий момент времени были получены интересные результаты, в частности с использованием волокон, полученных из кожи свиньи, которые представляют собой смесь коллагена типа I и коллагена типа III, причем коллаген типа I является преобладающим.
Таким образом, настоящее изобретение относится к пористому двухфазному материалу фосфата кальция/гидроксиапатита (ФК/ГАП) в качестве заменителя кости, содержащему спеченный ФК стержень и по меньшей мере один однородный и замкнутый эпитаксически выращенный слой нанокристаллического ГАП, нанесенный поверх спеченного ФК стержня, при этом эпитаксически выращенные нанокристаллы имеют такой же размер и структуру, как и костный минерал человека, т.е. длину, составляющую 30-46 нм, и ширину, составляющую 14-22 нм, который пропитан волокнами коллагена при массовом соотношении указанных волокон коллагена к указанному пористому двухфазному материалу фосфата кальция/гидроксиапатита (ФК/ГАП) в качестве заменителя кости, составляющем по меньшей мере 2%.
Как правило, пропитывание волокнами коллагена осуществляется на всем протяжении внешней поверхности однородного и замкнутого эпитаксически выращенного слоя нанокристаллического ГАП, в том числе в порах, как выявлено при помощи растровой электронной микроскопии.
Массовое соотношение указанных волокон коллагена к указанному пористому двухфазному материалу фосфата кальция/гидроксиапатита (ФК/ГАП) в качестве заменителя кости предпочтительно составляет по меньшей мере 5%, в частности по меньшей мере 8%. Указанное массовое соотношение, как правило, составляет от 2 до 80%, предпочтительно от 5 до 50%, в частности от 8 до 25%.
В соответствии с вызывающим интерес вариантом осуществления, волокна коллагена представляют собой волокна коллагена типа I, коллагена типа III или их смесь.
Эпитаксически выращенный слой нанокристаллического ГАП, как правило, имеет толщину, составляющую по меньшей мере от 15 до 50 нм, предпочтительно по меньшей мере от 20 до 40 нм, более предпочтительно по меньшей мере от 25 до 35 нм. Указанная минимальная толщина соответствует одному слою нанокристаллов ГАП в эпитаксиальной ориентации.
Толщина эпитаксически выращенного слоя нанокристаллического ГАП зависит от соотношения спеченного ФК материала стержня и ГАП, при этом указанное соотношение, как правило, находится в пределах между 5:95 и 95:5, предпочтительно от 10:90 до 90:10.
В соответствии с часто применяемым вариантом осуществления, спеченный ФК материал стержня в основном состоит из ФТК, при этом α-ФТК является предпочтительным.
Кроме того, настоящее изобретение относится к способу изготовления вышеупомянутого пористого двухфазного материала фосфата кальция/гидроксиапатита (ФК/ГАП) в качестве заменителя кости, содержащему стадии
(а) смешивания суспензии волокон коллагена и пористого двухфазного материала фосфата кальция/гидроксиапатита (ФК/ГАП) в качестве заменителя кости, содержащего спеченный ФК стержень и по меньшей мере один однородный и замкнутый эпитаксически выращенный слой нанокристаллического ГАП, нанесенный поверх спеченного ФК стержня, при этом эпитаксически выращенные нанокристаллы имеют такой же размер и структуру, как и костный минерал человека, т.е. имеют длину, составляющую 30-46 нм, и ширину, составляющую 14-22 нм, и
(b) удаления воды посредством вакуумного отсоса.
Пористый двухфазный материал фосфата кальция /гидроксиапатита (ФК/ГАП) в качестве заменителя кости может представлять собой имеющее определенную форму изделие пористого ФК/ГАП материала заменителя кости или частицы или гранулы пористого ФК/ГАП.
В соответствии с предпочтительным вариантом осуществления, пористый (ФК/ГАП) материал заменителя кости представляет собой частицы или гранулы пористого ФК/ГАП материала заменителя кости, при этом пропитывающие волокна коллагена также действуют затем в качестве связующих между частицами или гранулами, таким образом обеспечивая пористый коллагеновый матрикс, окружающий и пропитывающий частицы или гранулы пористого ФК/ГАП материала заменителя кости. Части, нарезанные из этого матрикса, демонстрируют некоторые свойства упругости, которые представляют преимущество в случае их применения в качестве имплантатов.
Смешивание стадии (а) представляет собой, как правило, энергичное перемешивание, которое выполняют традиционным способом в случае вышеупомянутого предпочтительного варианта осуществления в смесителе, имеющем вращающуюся лопатку.
Предпочтительно вышеупомянутый способ включает дополнительную стадию сушки в вакуумном сушильном шкафу.
Настоящее изобретение также относится к имплантату, который содержит пористый коллагеновый матрикс, окружающий и пропитывающий частицы или гранулы пористого двухфазного материала фосфата кальция/гидроксиапатита (ФК/ГАП) в качестве заменителя кости, содержащего спеченный ФК стержень и по меньшей мере один однородный и замкнутый эпитаксически выращенный слой нанокристаллического ГАП, нанесенный поверх спеченного ФК стержня, при этом эпитаксически выращенные нанокристаллы имеют такой же размер и структуру, как и костный минерал человека, т.е. имеют длину, составляющую 30-46 нм, и ширину, составляющую 14-22 нм.
Настоящее изобретение также относится к применению определенного выше ФК/ГАП материала заменителя кости, как правило, в виде частиц или имеющего определенную форму изделия в качестве имплантата или протеза, для поддержания образования кости, регенерации кости, восстановления кости и/или в качестве заменителя кости в месте повреждения в организме человека или животного.
Настоящее изобретение также относится к способу, способствующему образованию кости, регенерации кости и/или восстановлению кости в месте повреждения в организме человека или животного, при помощи имплантирования определенного выше ФК/ГАП материала заменителя кости, как правило, в виде частиц или имеющего определенную форму изделия.
Следующие примеры иллюстрируют настоящее изобретение, не ограничивая его объем.
Пример 1. Изготовление крупнокускового спеченного материал α-ФТК
3
4
2
Для получения смеси, составляющей 500 г (сухой вес), смешивали 360 г порошка безводного фосфата дикальция, 144 г порошка карбоната кальция и 220 мл деионизированной воды на протяжении 7 минут при скорости 500 оборотов в минуту, используя лабораторную мешалку. Суспензию, полученную в результате процесса смешивания, незамедлительно переносили в устойчивую к высоким темперам платиновую чашку. Наполненную платиновую чашку помещали в холодную печь. Печь нагревали до температуры 1400°C, используя скорость нагрева, составляющую 60°C в час. Процесс нагрева останавливали через 72 часа, выключив печь. Образец, находящийся в печи, охлаждали до комнатной температуры. Крупнокусковой спеченный материал (фаза чистого α-Са(PO)) удаляли из печи и из платиновой чашки. Крупнокусковой продукт, полученный в результате процесса спекания, имел массу, составляющую 420 г (потеря массы 16/7%).
Контроль чистоты фазы выполняли, используя метод порошковой рентгеновской дифракции.
Пример 2. Изготовление пористых гранул спеченного α-ФТК с размером частиц, находящимся в пределах между 0,25 и 2 мм
Крупнокусковой продукт примера 1 дробили с использованием щековой дробилки (размер отверстия 4 мм). Грубые гранулы курса просеивали посредством использования машины для просеивания и сит с размером ячеек 2 мм и 0,25 мм. После просеивания, фракции гранулы ополаскивали 2 раза с использованием очищенной воды для того, чтобы отделить остатки тонкого порошка, остающегося на гранулах. Пористые гранулы сушили на протяжении 10 часов при 120°C в камере сушки. Контроль распределения размера частиц выполняли посредством использования технологии лазерной дифракции. Чистоту поверхностей частиц после полоскания контролировали посредством осмотра поверхности, используя растровую электронную микроскопию.
Пример 3. Изготовление пористых цилиндров (длина 10 мм, диаметр 6 мм) спеченного α-ФТК посредством фрезерования на станке с ЧПУ
Крупнокусковой продукт примера 1 шлифовали на кубоидальные заготовки, с длиной кромки а=3 см, b=2 см, с=2 см, используя размалывающую машину. Заготовки помещали во фрезерный станок с ЧПУ с 4 осями, оборудованный фрезой из твердого металла полукруглой головкой с диаметром 3 мм, и фиксировали. Цилиндры фрезеровали посредством использования винтовых фрезерных канавок с радиусом 3 мм и наклоном 0,25 мм. Основная скорость заготовок во время процесса фрезерования с использованием станка с ЧПУ составляла 1700 оборотов в минуту, максимальная скорость вращения винтовых фрезерных канавок была вычислена посредством использования полного процесса в оборудовании с ЧПУ и средней величины 10 вращений в минуту. После фрезерования, цилиндрические заготовок ополаскивали 2 раза с использованием очищенной воды для того, чтобы отделить остатки тонкого порошка, попавшего на цилиндрическую поверхность. Пористые цилиндры сушили на протяжении 10 часов при 120°C в камере сушки. Чистоту поверхности заготовок после полоскания контролировали поверхностным осмотром, используя растровую электронную микроскопию. Правильность замеров заготовок контролировали посредством использования штангенциркуля.
Пример 4. Изготовление эпитаксически выращенного нанокристаллического ГАП покрытия на гранулах спеченного α-ФТК Примера 2
Забуференный раствор (1000 мл), подходящий для покрытия и процесса превращения фазы, был изготовлено посредством использования 1,82 моль/л натрия, 4,68 моль/л водорода, 0,96 моль/л фосфора, 5,64 моль/л кислорода, 0,01 моль/л кальция и 0,71 моль/л хлора. Раствор доводили до значения рН, составляющего 7.4, при температуре 40°C. Гранулы, полученные в соответствии с примерами 1 и 2, погружали в готовый раствор и оставляли в хорошо выдержанной водяной бане (40°C) на протяжении времени, рассчитанного в соответствии с толщиной слоя со средним значением, составляющим 250 нм (10 часов), что приравнивается к составу фазы, составляющему (от массы) 75% альфа-ФТК и 25% гидроксиапатита. После погружения, гранулы ополаскивали 3 раза очищенной водой для того, чтобы удалить остатки забуференного раствора. Пористые гранулы сушили на протяжении 4 часов при 120°C в камере сушки. Состав фазы гранул был проанализирован посредством анализа данных порошковой рентгеновской дифракции методом Ритвельда, при этом размеры кристаллов кристаллических фаз, полученных в результате покрытия, были проанализированы посредством обработки данных типов размеров, полученных в результате рентгеновской дифракции в соответствии с методом Брэгга. Пористость гранул контролировали посредством использования ртутной порометрии, поверхностная структуру после покрытия контролировали посредством использования растровой электронной микроскопии.
Пример 5. Изготовление эпитаксически выращенного покрытия нанокристаллического ГАП на цилиндрах спеченного α-ФТК Примера 3
Забуференный раствор (1000 мл), необходимый для покрытия и процесса превращения фазы, был изготовлен посредством использования 1,82 моль/л натрия, 4,68 моль/л водорода, 0,96 моль/л фосфора, 5/64 моль/л кислорода, 0,01 моль/л кальция и 0,71 моль/л хлора. Раствор доводили до значения рН, составляющего 7.4, при температуре 40°C. Пористые цилиндры, полученные в соответствии с примерами 1 и 3, погружали в готовый раствор и оставляли в хорошо выдержанной водяной бане (40°C) на протяжении времени, рассчитанного в соответствии с толщиной слоя при среднем значении, составляющем 20 мкм (60 часов), которое приравняется к составу фазы, составляющей приблизительно 85% (от массы) альфа-ФТК и 15% (от массы) гидроксиапатита. После погружения, цилиндры ополаскивали 3 раза очищенной водой для того, чтобы удалить остатки забуференного раствора. Пористые цилиндры сушили на протяжении 10 часов при 120°C в камере сушки. Состав фазы цилиндров был проанализирован посредством анализа данных порошковой рентгеновской дифракции методом Ритвельда, при этом размеры кристаллов кристаллических фаз, полученных в процессе покрытия, были проанализированы посредством обработки данных типов размеров рентгеновской дифракции в соответствии с методом Брэгга. Эпитаксиальный рост был проанализирован посредством использования спектроскопии разности коэффициента отражения (РО). Пористость цилиндров контролировали, используя ртутную порометрию, поверхностную структуру после покрытия контролировали, используя растровую электронную микроскопию. Толщину слоя контролировали, используя дифракцию электронов высоких энергий на отражение (ДЭВЭО) и/или фотоэлектронную спектроскопию (ФЭС).
Пример 6. Влияние времени погружения на толщину слоя и состав фазы
2
Таблицы 2 и 3 показывают экспериментальные данные примера, демонстрируя влияние времени погружения на толщину слоя и состав фазы, соответственно, для пористых α-ФТК частиц с почти сферической структурой и размером от 10 до 20 мкм, пористостью 25-40 об.-%, определенной (внутренней) удельной поверхностью, составляющей 50-60 м/г, объемной плотностью, составляющей 0/6-0/8 г/мл.
Таблица 2
Влияние времени погружения на толщину слоя
Время погружения [мин]
Толщина слоя* [нм]
0
-
15
37 (±10)
30
112 (±4)
60
121 (±9)
600
238 (±8)
* Эпитаксия, исследования химического состава слоя и толщины слоя определяли, используя ДЭВЭО (дифракцию электронов высоких энергий на отражение) и ФЭС (фотоэлектронную спектроскопию)
Таблица 3
Влияние времени погружения на состав фазы
Время погружения [ч]
ФТК** [масс.%]
ГАГТ** [масс.%]
0
100
-
0,5
86,6 (±1)
13/4 (±2)
1
85/8 (±1)
14,2 (±3)
2
83,5 (±1)
16,4 (±3)
5
78/1 (±1)
21,9 (±3)
7/5
75,3 (±1)
24/7 (±3)
10
74,2 (±5)
25,8 (±2)
12
58,8 (±6)
41,2 (±7)
Время погружения [ч]
ФТК** [масс.%]
ГАГР* [масс.%]
24
44,8 (±9)
55/2 (±6)
48
35,8 (±6)
64,2 (±3)
72
-
100
** Количественный анализ фазы выполняли, используя обработку данных порошковой рентгеновской дифракции методом Ритвельда.
*** Экспериментальные данные оценивали по системе со следующими параметрами: Жидкая Фаза:забуференная с использованием ФСБ солевая жидкость, 20х, температура 40°C.
Пример 7. Изготовление суспензии волокон коллагена, полученных из кожи свиньи.
Свиную шкуру размололи в мясорубке до частей размерами 1-20 мм. Воду удаляли, используя растворимый в воде растворитель, такой как спирт или кетон. Волокна коллагена обезжиривали посредством использования хлорированного углеводорода, такого как дихлорэтан или метилен хлорид, или нехлорированного углеводорода, такого как гексан или толуол. После удаления растворителя, коллаген обрабатывали с помощью сильного неорганического основания со значением рН выше 12 на протяжении периода времени, составляющего 6-24 часов, и обрабатывали с помощью сильной неорганической кислоты со значением рН от 0 до 1 на протяжении периода времени, составляющего 1-12 часов. Лишнюю кислоту удаляли, ополаскивали водой, и суспензию гомогенизировали до 0,5-2% гомогенной суспензии волокон коллагена в присутствии регулятора набухания, такого как неорганическая соль. Суспензию сушили посредством сушки сублимацией, и сухие волокна коллагена последовательно очищали с использованием различных органических растворителей, таких как спирты, простые эфиры, кетоны и хлорированные углеводороды, затем растворители выпаривали в вакууме, чтобы остаток раствора составлял меньше чем 1%. Суспензию волокон коллагена изготавливали посредством смешивания с водой очищенных сухих волокон, полученных выше.
Пример 8. Изготовление пластины пористого (ФК/ГАП) материала заменителя кости, пропитанного волокнами коллагена
594,2 г суспензии волокон коллагена (соответствующей приблизительно 14,855 г сухого коллагена), изготовленной в Примере 7, и 119,7 г пористых гранул (ФК/ГАП) материала заменителя кости, изготовленного, как описано в Примере 5, и имеющих размер частиц в пределах между 0,5 и 1,0 мм, тщательно смешивали на протяжении 30 минут и смесь выливали в вакуумный фильтр и сушили посредством вакуума. Пластину (ФК/ГАП) материала замены кости, пропитанную волокнами коллагена, осторожно удаляли из вакуумного фильтра и сушили в вакуумном сушильном шкафу при температуре приблизительно 35°C на протяжении 48 часов. Из этой пластины нарезали части для тестирования in vivo.