способ формирования биосовместимой полимерной структуры

Формула изобретения

Способ формирования биосовместимой полимерной структуры, заключающийся в обеспечении пункционного доступа к заполняемой полости, введении в полость полимерной гелеобразной смеси и последующем формировании твердой трехмерной структуры внутри полостей в костных тканях, отличающийся тем, что состав гелеобразной смеси включает в себя следующие компоненты: 55-97.7 весовых % биосовместимого полимера полилактида с размерами частиц от 50 до 100 мкм, 0.3-45 весовых % магнитных наночастиц оксидов железа с размерами частиц 10-100 нм, гелеобразующий агент мальтодекстрин в количестве от 0.5 до 50 весовых % от веса смеси полимера и магнитных наночастиц и дистиллированную воду в количестве от 0.5 до 100 весовых % от веса сухой смеси, полученной после смешения полимера, магнитных наночастиц и гелеобразующего агента, при этом формирование твердой трехмерной структуры происходит при одновременном нагреве смеси по всему объему под воздействием переменного магнитного поля с частотой до 500 кГц и амплитудой до 500 Э в течение 3-5 минут в зависимости от выбранного соотношения реагирующих компонентов смеси, а при необходимости замедления процесса нагрева смеси дополнительно осуществляют воздействие постоянным магнитным полем с амплитудой до 1000 Э, прикладывая его либо ко всему формируемого объему, либо локально в зависимости от решаемой задачи.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к медицине, а именно к травматологии, и может найти применение в моделировании и формировании жестких биосовместимых структур внутри полостей в костных тканях.

В настоящее время в травматологии и хирургии в ряде случаев необходимо осуществить заполнение полостей в костных тканях, возникших в результате травм, болезни или возрастных процессов. Для этого используются различные жесткие трехмерные структуры, изготовленные из металлов, полимеров, цементов, керамики или композиционных материалов, введение которых предполагает серьезное хирургическое вмешательство. Данного недостатка лишены методы, в которых формирование трехмерных жестких структур осуществляется из порошкового или гелеобразного материала, введенного в организм пункционным способом.

Известен способ изготовления твердых трехмерных структур на основе гидрогеля для внутрипозвонковых дисков, описанный в [1], согласно которому обеспечивают доступ к заполняемой полости (к пульпозному ядру) в виде небольшой щели в ткани между позвонками. В полость вводят стержни из биосовместимого частично гидратированного геля с последующей гидратацией стержней для увеличения их в объеме и заполнения всего объема межпозвонкового диска для формирования внутри диска твердой трехмерной полимерной структуры. При осуществлении этого способа возникают сложности при введении стержней в межпозвонковое пространство как малого, так и большого диаметра, что приводит к низкой эффективности восстановления диска. Также способ требует большого времени для достижения необходимой механической прочности диска.

Наиболее близким по технической сущности к предлагаемому способу является способ формирования биосовместимой структуры [2] внутри полости, моделирующей объем межпозвонкового диска. В нем осуществляют пункционный доступ к полости (имитирующей пульпозное ядро), заполняют полость полимерной гелеобразной смесью из полимера и наночастиц углерода и формируют внутри заполняемой полости твердую трехмерную полимерную структуру под воздействием электромагнитного излучения. В качестве электромагнитного излучения используют лазерное излучение, подводимое с помощью световода, а в гель с частицами полимера добавляют наночастицы углерода для увеличения поглощения. Следует отметить, что лазерное воздействие связано с подводкой излучения в полость через световод и перемещением его внутри полости, что технологически и технически представляет значительные трудности. Формирование биосовместимой структуры происходит локально от точки к точке, т.е. осуществляется последовательное воздействие на введенную гелеобразную смесь, при этом возможно неоднородное или неполное формирование биосовместимой структуры, контроль которых практически невозможен.

Решаемая задача состоит в создании однородной твердой трехмерной структуры из полимерной гелеобразной смеси внутри полости, в которой формирование этой структуры происходит при одновременном нагреве по всему объему смеси за счет сплавления частиц полимера между собой.

Техническая сущность изобретения заключается в том, что для нагрева, сплавления и формирования полимерной структуры из гелеобразной смеси используется тепловыделение магнитных наночастиц (МНЧ). В биомедицине, в частности, эффект тепловыделения МНЧ используется в гипертермии [3]. Известно, что МНЧ обладают свойством преобразовывать магнитную энергию в тепловую при перемагничивании в переменных магнитных полях. Тепловыделение МНЧ за счет перемагничивания в значительной степени зависит от магнитных параметров МНЧ (величины намагниченности насыщения, типа магнитной анизотропии, константы магнитного затухания), их характерных размеров и определяется площадью динамической петли гистерезиса за полный цикл перемагничивания.

Важным является выбор МНЧ и определение условий максимального тепловыделения МНЧ в переменных магнитных полях. Тепловыделение в наночастицах определяется площадью динамической петли гистерезиса за полный цикл перемагничивания, умноженной на частоту воздействующего переменного магнитного поля, и характеризуется удельной тепловой мощностью, выделяемой в 1 грамме МНЧ, Вт/г. При этом частота f воздействующего переменного магнитного поля не должна превышать значения 500 кГц, поскольку при дальнейшем повышении частоты индукционные токи могут разогревать ткани организма. Также есть ограничение по амплитуде воздействующего магнитного поля Н, которое связано с возможным длительным нахождением в переменном поле и минимумом дискомфорта для пациента (критерий Брезовича). Согласно этому критерию величина произведения С=H*f не должна превышать значения ~6×10⁷ Э·Гц [4].

Наиболее перспективными для применений в предлагаемом способе являются частицы магнитных оксидов железа, -Fe₂O₃, Fe₃O₄ . Во-первых, эти частицы имеют низкую токсичность и биосовместимы с тканями организма. Во-вторых, они обладают достаточно большой намагниченностью насыщения, а, следовательно, увеличенной площадью частотной петли гистерезиса и высокими значениями удельной тепловой мощности.

Поставленная задача решается путем использования биосовместимой гелеобразной смеси с частицами МНЧ и последующего формирования трехмерной структуры в переменном магнитном поле за счет выделения тепла МНЧ при их перемагничивании.

Способ формирования полимерной структуры включает следующие стадии:

- Готовят смесь из биосовместимого полимера и МНЧ в соотношении 55-97.7 весовых % полимера с размерами частиц от 50 до 100 мкм и 0.3-45 весовых % МНЧ с размерами 10-100 нм с добавлением гелеобразующего агента в количестве от 0.5 до 50 весовых % от веса смеси (полимера и МНЧ) и с последующим добавлением дистиллированной воды в количестве от 0,5 до 100 весовых % от веса сухой смеси, полученной после смешения полимера, МНЧ и гелеобразующего агента.

- Осуществляют пункционный доступ к полости и заполняют ее приготовленной смесью.

- На полость, заполненную смесью, воздействуют переменным магнитным полем с частотой до 500 кГц и амплитудой до 500 Э в течение времени, достаточном для сплавления частиц полимера между собой и формирования трехмерной структуры при выбранном соотношении реагирующих компонентов смеси.

- При превышении температуры сплавления частиц полимера дополнительно включают воздействие постоянного магнитного поля с амплитудой до 1000 Э, которое приводит к уменьшению тепловыделения МНЧ и снижению температуры нагрева. При этом воздействие постоянным магнитным полем осуществляют либо на весь формируемый объем, либо локально в зависимости от решаемой задачи, не нарушая последовательности операций. Контроль за температурными показаниями возможно осуществлять, например, с помощью тепловизионной камеры.

Предлагаемый способ осуществляют следующим образом. Для приготовления гелеобразной смеси порошок биосовместимого полимера размалывают, например, в роторной мельнице и отбирают частицы размером до 100 мкм. Использование частиц большего размера приводит к расслоению смеси в процессе введения в полость и возможно только при существенном увеличении доли гелеобразующего агента. В полимерный порошок добавляют биосовместимые МНЧ в виде порошка (оксиды железа -Fe₂O₃, Fe₃O₄ ) со средними размерами от 10 - до 100 нм в количестве от 0,3 до 45 весовых %. Точное количество МНЧ определяют в зависимости от величины тепловыделения в процессе перемагничивания каждого конкретного ансамбля МНЧ. Полученную смесь перемешивают до однородного состояния, степень перемешивания контролируют при помощи микроскопа. Затем в полученную смесь добавляют гелеобразующий агент (например, крахмал, мальтодекстрин, желатин, лаурилсульфат натрия) в количестве от 0,5 до 50 весовых % от смеси полимера и МНЧ. Точное количество зависит от вида гелеобразующего агента и от требуемой консистенции конечного продукта. Полученную смесь перемешивают и в нее добавляют дистиллированную воду в количестве 0,5-100 весовых % от веса сухой смеси, затем перемешивают до получения однородной массы. Полученную однородную массу набирают в шприц и пункционно вводят в полость. Затем на заполненную смесью полость воздействуют переменным магнитным полем с частотой до 500 кГц и амплитудой до 500 Э в течение времени, достаточном для формирования трехмерной структуры при выбранном соотношении реагирующих компонентов смеси. Процесс формирования трехмерной структуры может быть замедлен за счет дополнительного воздействия постоянным магнитным полем, которое приводит к уменьшению тепловыделения МНЧ и соответствующему снижению температуры нагрева. При этом воздействовать постоянным магнитным полем можно либо на весь объем смеси, либо локально на отдельные части объема в случае заполнения нескольких полостей внутри модели костной ткани. Амплитуда прикладываемого постоянного магнитного поля может варьироваться в пределах до 1000 Э.

Были проведены исследования, моделирующие формирование трехмерной структуры внутри полостей в костных тканях. При этом порошок полилактида (PDL-04, Purasorb, Purac, Голландия) размололи в роторной мельнице и отобрали частицы размером от 50 до 100 мкм. В полимерный порошок добавили порошок биосовместимых МНЧ (оксид железа Fe₃O₄) со средним размером ~25 нм в количестве 25 весовых %. Полученную смесь перемешивали до однородного состояния, степень перемешивания контролировали при помощи микроскопа, затем в полученную смесь добавили гелеобразующий агент, мальтодекстрин в количестве 20 весовых % от смеси полимера и МНЧ. После перемешивания добавили дистиллированную воду в количестве 45 весовых % от веса сухой смеси. Полученный гель перемешивали до получения однородной массы. С помощью медицинского шприца с хирургической иглой (внешний диаметр иглы 2 мм и внутренний - 1.5 мм) гель вводили в полость костной ткани шириной 2.5 мм между модельными позвонками со средним диаметром 9 мм. Затем модельную структуру поместили в переменное магнитное поле частотой 80 кГц и амплитудой 400 Э и подвергли воздействию в течение 3 минут. На Фиг.1 представлена фотография образца полученной твердой структуры. Полученная полимерная структура являлась однородной и формировалась за короткое время.

Таким образом, предлагаемый способ позволяет формировать трехмерную твердую однородную полимерную биосовместимую структуру в заданной моделируемой полости. Предлагаемый способ позволяет при практическом использовании формировать биосовместимую структуру в заданной полости при минимальном хирургическом вмешательстве, с помощью пункционного прокола, за счет воздействия переменным магнитным полем.

ЛИТЕРАТУРА

[1] US Pat. N 5976186 Hydrogel intervertebral disc nucleus (623/17.16 Bao Qi-Bin, Higham Paul A. опубл. 02.11.1999).

[2] RU Пат. N 2438623 Способ формирования биосовместимой структуры / Антонов Е.Н., Баграташвили В.Н., Борщенко И.А., Попов В.К. A61F 2/44, приор. 28.05.2010.

[3] Pankhurst Q.A., Thanh N.K.T., Jones S.K. Dobson J.: Progress in applications of magnetic nanoparticles in biomedicine. J. Phys. D: Appl. Phys. 42, 224001 (2009).

[4] Hergt R., Dutz S., Röder M.: Magnetic particle hyperthermia: nanoparticle magnetism and materials development for cancer therapy. J. Phys.: Condens. Matter 20, 385214 (2008).