композиция, биоактивный микропористый материал, имитирующий натуральные костные структуры, и способ его изготовления

Формула изобретения

1. Композиция для биоактивного микропористого материала, имитирующего натуральные костные структуры, содержащая размельченное в порошок медицинское стекло, порошок гидроксиапатита и карбонатный порообразователь, отличающаяся тем, что она дополнительно содержит 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

2. Композиция по п.1 отличающаяся тем, что в качестве медицинского стекла используют нейтральное медицинское алюмоборосиликатное стекло марки НС с содержанием, (мас.%): SiO₂ 73,0, Al₂ О₃ 3,5, В₂О ₃ 2,5, MgO 1,0, CaO 7,0, Na₂O 11,0, K₂О 2,0.

3. Композиция по п.1, отличающаяся тем, что она содержит гидроксиапатит с соотношением Са : Р 1-2, преимущественно 1,66-1,67.

4. Биоактивный микропористый материал, имитирующий натуральные костные структуры, отличающийся тем, что он получен термообработкой композиции по пп.1-3, при этом он обладает поровой структурой, характеризующейся следующими параметрами: общая пористость 40-80%, открытая пористость 30-70%, где поры с размером 100-600 мкм составляют 30-50%, микропоры с размером 20-100 мкм - 50-70% от общего количества пор соответственно; и имеет объемную массу 300-2500 кг/м³, прочность на сжатие 20-50 МПа, выдерживает компрессионные нагрузки на 1 см² поверхности в 0,5-5 кН.

5. Материал по п.4, отличающийся тем, что он дополнительно содержит диплоидные клетки человека, при этом закрепление клеток происходит в макропорах размером 100-600 мкм, а присутствующие в материале микропоры размером 20-100 мкм ускоряют процесс деления закрепившихся клеток.

6. Материал по п.4, отличающийся тем, что он имитирует губчатый слой кости с общей пористостью от 40 до 80% и размером пор от 20 до 600 мкм.

7. Материал по п.4, отличающийся тем, что он имитирует кортикальный слой кости с общей пористостью от 20 до 50% и размером пор от 20 до 100 мкм и выдерживает компрессионные нагрузки на 1 см² поверхности не менее 2 кН.

8. Материал по п.4, отличающийся тем, что представляет собой многослойный материал с дифференцированной по размеру пор и ориентированной по характеру их распределения структурой.

9. Материал по п.8, отличающийся тем, что он имитирует натуральные костные структуры с переходом от плотного кортикального слоя к губчатому слою.

10. Способ изготовления биоактивного микропористого материала, имитирующего натуральные костные структуры по пп.4-9, характеризующийся тем, что композицию по пп.1-3 формуют и затем термообрабатывают в течение 3-10 ч в два этапа для разделения стадий спекания и вспенивания: сначала ее постепенно нагревают до температуры 600-750°С, затем ускоренно до температуры 800-1000°С, после чего выдерживают смесь при указанной температуре в течение 5-60 мин.

11. Способ по п.10, характеризующийся тем, что, формование заготовок дополнительно включает увлажнение исходной композиции до 30 мас.% с образованием плотноупакованного каркаса из гранул гидроксиапатита и цеолита.

12. Применение биоактивного микропористого материала по пп.4-9 для замещения костных фрагментов со сложной формой и/или со смешанной перовой структурой, при которой в указанных костных фрагментах происходит стимуляции остеогенеза.

Описание изобретения к патенту

Область техники, к которой относится изобретение

Изобретение относится к медицине, конкретно к композициям, биоактивным композитным материалам на их основе и способу их получения, и может быть использовано для изготовления костных имплантатов в восстановительной хирургии.

Уровень техники

В мире ежегодно проводится более 400 тыс.операций по замене различных костей и суставов. В России, по данным за 2005 г., общее число операций составляет около 60 тыс.в год, при этом доля костно-пластических операций с применением искусственных имплантационных материалов не превышает 5 тыс.в год.

Перед здравоохранением РФ поставлена задача уже в 2007 г.удвоить общее число операций, а в 2008 году довести их до 180 тыс.

Это предполагает развитие высоких медицинских технологий, включая технологии производства медицинских препаратов, материалов и методов их применения. В связи с этим разработка новых костно-замещающих материалов, технологий их изготовления и методов применения является чрезвычайно важной задачей.

Накопленный клинический опыт применения искусственных материалов позволил определить основные желаемые к ним требования:

- имплантационные материалы не должны вызывать иммунно-конфликтных реакций, т.е. быть биосовместимым с организмом реципиента;

- по химическому, минеральному составу, структуре и свойствам они должны быть близки к минеральному матриксу костных тканей;

- материал не должен изменять химический характер зоны установки в организме;

- частично или полностью и за короткий срок перестраиваться в кость реципиента без изменения в объеме;

- обладать возможностью изготовления имплантатов для замещения дефектов сложной анатомической формы и неоднородных по строению, таких как кости свода черепа, позвоночник, глазная орбита, подбородочный отдел, скуловые и височные кости.

В настоящее время на мировом рынке имплантационных материалов наиболее перспективными для костного эндопротезирования являются неметаллические биоактивные материалы, поскольку они сочетают в себе необходимые для применения в медицине свойства: биологическую совместимость с живой тканью организма и долговечность.

К таким материалам относятся биостекла, биокерамика, биополимеры, биоситаллы и биокомпозиты.

Особенный интерес вызывают пористые биокомпозиционные материалы (БКМ) на основе гидроксиапатита (ГА) и трехкальциевого фосфата ( -ТКФ) (см. например, заявки на патент США №20070040478, 20060282166, 20060052479, 20050255159, 20030152606 и др.).

Они являются структурными аналогами минерального матрикса костного вещества, имеют одинаковый с ним минеральный и химический состав и, следовательно, сопоставимые физико-механические и биоэнергетические свойства. Эти материалы обладают также уникальными биохимическими свойствами, которые обеспечивают их резорбируемость в среде организма и возможность протекания в нем процесса объемного остеогенеза, приводящего к образованию живой костной ткани на месте установки имплантата.

Однако современные знания о строении костных тканей и остеогенезе предъявляют дополнительные требования, которыми большинство биокомпозиционных материалов (БКМ) на основе гидроксиапатита (ГА) и трехкальциевого фосфата ( -ТКФ) не обладают.

Прежде всего, такие материалы должны удовлетворять определенным требованиям по пористости, т.е. иметь открытую пористость на уровне 50-70% с размером пор 100-500 мкм для прорастания в материал костных клеток и сосудов. Далее они должны быть высоко проницаемыми для межтканевых жидкостей организма, т.е. иметь открытые микропоры менее 100 мкм для обеспечения образования в имплантате кровяного сгустка, который является предпосылкой к процессу остеогенеза.

Таким образом, наиболее перспективные материалы должны иметь бимодальную по размерам пор структуру, соотношение которых можно было бы направленно и количественно регулировать.

Кроме того, данные материалы характеризуются недостаточными механическими характеристиками, которые повышаются обычно за счет увеличения размеров самого имплантата или введения в него титановой арматуры.

Таким образом, проблема регулирования пористости и повышения прочности данного класса имплантационных материалов является открытой и крайне актуальной. Более того, можно утверждать, что ни один из существующих костнопластических материалов на основе гидроксиапатита (ГА) и трехкальциевого фосфата ( -ТКФ) не отвечает в полной мере комплексу указанных требований.

Наиболее близким к предлагаемому изобретению является материал для костных имплантатов на основе медицинского стекла и гидроксиапатита и способ изготовления этого материала (патент RU 2053737- прототип).

Недостатком и этого известного материала также является его низкая прочность, составляющая 18-20 МПа, и отсутствие регулируемой бимодальной поровой структуры, необходимость которой у искусственных имплантатов была обоснована выше.

Задачей изобретения, таким образом, является расширение арсенала средств данного назначения (в виду актуальности для отечественной костной хирургии проблемы получения искусственных костных имплантатов), получение имплантационных материалов с регулируемой бимодальной поровой структурой, обладающих при этом высокими механическим свойствами, а также разработка технологичного способа их изготовления.

Раскрытие изобретения

Поставленная задача решается тем, что в композицию для биоактивного микропористого материала, содержащую размельченное в порошок медицинское стекло, порошок гидроксиапатита и карбонатный порообразователь, вводят цеолит, который формирует микропоровую структуру и повышает прочность стеклокерамических материалов и изделий, что позволяет использовать его, как их активный компонент, и получать стеклокерамические биоактивные материалы и изделия, пригодные для протезирования костных тканей, зубов или их фрагментов со сложной формой или со смешанной поровой структурой.

Более подробно изобретение заключается в том, что предлагаемая композиция содержит цеолит с размером зерен до 1 мм и размером пор от 0,5 нм до 20 мкм, гранулированный совместно с гидроксиапатитом до размера гранул от менее 50 мкм до 1 мм, при следующем соотношении компонентов, мас.%:

Стекло	20-80
Гидроксиапатит	10-50
Цеолит	10-40
Порообразователь	0,1-10

Гидроксиапатит преимущественно имеет соотношение Са: Р 1-2, и еще более предпочтительно 1,66-1,67.

В качестве матричного стекла предпочтительно использовать нейтральное медицинское алюмоборосиликатное стекло марки НС с содержанием (мас.%): 73,0 SiO₂,3,5 Al ₂О₃, 2,5 В₂ O₃, 1,0 MgO, 7,0 CaO, 11,0 Na ₂O, 2,0 К₂О. Данное стекло не содержит в своем составе оксидов тяжелых металлов, таких как свинец, цинк, барий, стронций, сурьма, мышьяк и др., присутствие которых недопустимо с токсикологической точки зрения, и обладает рядом важных свойств:

- высокой химической устойчивостью при действии на него растворов различных веществ (II-й гидролитический класс), в том числе и препаратов на основе плазмы крови;

- водная вытяжка из этого стекла имеет нейтральную реакцию;

- низкой склонностью к кристаллизации из-за высокой степени связности кремнийкислородного радикала.

На основе предлагаемой композиции получен биоактивный микропористый материал, имитирующий натуральные костные структуры.

Материал обладает поровой структурой, преимущественно с общей пористостью 40-80%, открытой пористостью 30-70%; с размером пор 100-600 мкм на уровне 30-50% от общего количества пор в материале, для прорастания в материал костных клеток и сосудов, микропор с размером 20-100 мкм на уровне 50-70% от общего количества пор в материале, для обеспечения образования в материале кровяного сгустка, который является предпосылкой к процессу остеогенеза; имеет объемную массу от 300-2500 кг/м³, прочность на сжатие 20-50 МПа, выдерживает компрессионные статические и динамические нагрузки на 1 см² поверхности 0,5-5 кН.

В указанном материале закрепление диплоидных клеток человека происходит в макроячейках размером 100-600 мкм, а присутствующие в материале микропоры размером 20-100 мкм ускоряют процесс деления клеток.

Предлагаемый материал имитирует губчатые кости с общей пористостью от 40 до 80% и размером пор от 20 до 600 мкм или кортикальные кости с общей пористостью от 20 до 50% и размером пор от 20 до 100 мкм и способен выдерживать компрессионные нагрузки на 1 см² поверхности не менее 2 кН.

Материал может представлять собой многослойный материал с дифференцированной по размеру пор и ориентированной по характеру их распределения структурой и, таким образом, он может имитировать натуральные костные структуры с переходом от плотного кортикального слоя к губчатому слою.

Предлагается также способ изготовления биоактивного микропористого материала, имитирующего натуральные костные структуры, в котором указанную выше композицию формуют и подвергают термообработке с разделением стадий спекания и вспенивания.

Термообработку осуществляют в течение 3-10 часов в два этапа, сначала постепенно нагревают до температуры 600-750°С, затем ускоренно до температуры 800-1000°С и выдерживают смесь при этой максимальной температуре в течение 5-60 минут.

Формование заготовок материала для получения многослойных или сложных по форме изделий включает увлажнение исходной композиции до 30 мас.% с образованием плотно упакованного каркаса из гранул гидроксиапатита и цеолита, что гарантирует получение изделия без трещин и других дефектов структуры.

Патентуется также применение предлагаемого биоактивного материала с регулируемой поровой структурой для изготовления и замещения сложных по форме или со смешанной поровой структурой костных фрагментов, а также применения цеолитов в качестве активного компонента биокерамических материалов и изделий на основе стекол, обеспечивающего образование в них микропор для стимуляции остеогенеза.

Необходимо отметить, что цеолиты используются в медицине, в частности известно использование цеолитов в составе биокерамических композиций для пломб в стоматологии (патентная заявка США №2006088480, патент Японии №6001708, патент Великобритании №2238044; здесь используются известные ионообменные свойства цеолитов, как источника кальция или ионов серебра, обеспечивающие необходимые, в том числе антибактериальные свойства пломбирующего материала).

Известно использование цеолита в биоматериале для костного протезирования на основе гидроксиапатита и термопластичного полимера (инертная основа биоматериала) (патентная заявка США №20060052479, патент Франции 2722694), которые обладают хорошей биосовместимостью и прочностными свойствами.

Однако роль цеолитов в достижении этих свойств в патентных публикациях не раскрыта.

Кроме того, в известных изобретениях в качестве основы материала используют термопластичный полимер, по своим химическим и физико-химическим свойствам сильно отличающийся от используемой в настоящей заявке основы - неорганического алюмосиликатного стекла.

Прежде всего, можно указать на такое существенное, различающееся (от свойств полимера) свойство используемой в предлагаемом изобретении основы, как родственная ее химическая природа к природе цеолитов - при высоких температурах термообработки последние могут вступать как в химические, так и физико-химические взаимодействия с используемым стеклом, в результате чего могут происходить изменения (разрушения), как в исходной структуре цеолитов, так и осуществляться фазовые превращения в используемом стекле, в частности могут происходить процессы его кристаллизации.

Таким образом, использование цеолитов в предлагаемых стеклокерамических материалах (для улучшения прочностных свойств материала и формирования бимодальной поровой структуры с возможностью количественного изменения соотношений этих двух видов пор в материале) не известно из уровня техники и с очевидностью не вытекает из известных свойств цеолитов. Совокупность отличительных признаков других объектов настоящего изобретения также не раскрыта в уровне техники, что позволяет в целом говорить о новизне и изобретательском уровне предлагаемого изобретения.

Осуществление изобретения

В разработанном материале присутствуют преимущественно два типа пор: микропоры размером 20-100 мкм, полученные за счет собственной микропористости зерен цеолита, и образовавшиеся в процессе вспенивания стекломатрицы в результате тепловой деструкции газообразователя, и макропоры от 100-600 мкм, сформированные межзерновыми пустотами гранул наполнителя (гидроксиапатит, цеолит).

Поры разработанного материала являются открытыми, что позволяет отнести материал к разряду колонизируемых биоактивных материалов, соединение которых с костной тканью обеспечивается за счет врастания костных клеток в материал путем объемной колонизации открытых пор.

Модификация структуры и свойств материала обеспечивается изменением гранулометрического состава, соотношения компонентов исходных смесей и условий синтеза.

Гранулометрический состав наполнителя (гидроксиапатит, цеолит) изменяется в пределах от >50 мкм до 1 мм.

Содержание компонентов изменяется в следующих пределах:

Аморфная фаза	от 20 до 80
Кристаллическая фаза	от 20 до 80
Регулируемая пористость	от 20 до 80

В качестве порообразователя при синтезе данного биоактивного материала применяется карбонат кальция, который вводится в состав смеси в количестве от 0,1 до 10,0 мас.%.

Процесс изготовления материала заключается в следующем.

Производят совместное гранулирование порошка гидроксиапатита с зернами (гранулами) цеолита заданного размера, ограничивая поверхность контакта цеолита со стеклом прослойками инертного по отношению к стеклу гидроксиапатита. Данная процедура необходима для предотвращения залечивания микропоровой структуры гранул цеолита расплавом стекла в процессе спекания. Рассчитанные в соответствии с заданным составом количества гидроксиапатита, цеолита, матричного стекла и порообразователя перемешиваются до получения однородной по составу смеси.

Подготовленная смесь укладывается в формы из корунда, титана или нержавеющей стали и подвергается термической обработке с разделением этапов спекания и вспенивания в интервале от 600 до 1000°С (сначала медленно нагревают до температуры 600-750°C, затем ускоренно до температуры 800-1000°C, выдерживая при этой температуре 5-60 минут). Пористость готового продукта зависит от соотношения его компонентов (матрица: наполнитель), их фракционного состава и изменяется в пределах от 40 до 80% при открытой пористости от 30 до 70%. Прочность на сжатие материала зависит от его пористости и находится в пределах от 20 до 50 МПа. Температура спекания биокомпозиционного материала изменяется при увеличении содержания наполнителя и роста размера его гранул в исходных порошковых смесях и изменяется от 780-800°С до 830-850°С, это соответствует уменьшению вязкости стекломатрицы 10 ⁷-10^5,8 Па·с. Время выдержки материала в электрической печи при максимальной температуре изменяется в зависимости от размеров образца и заданной конечной структуры и изменяется от 5 до 60 минут.

В случае изготовления многослойных имплантатов с регулируемой текстурой (пористость, размер пор), физико-механическими (прочность, проницаемость) и биологическими (резорбируемость, деление клеток) свойствами по слоям целесообразно увлажнять исходные смеси до 30 мас.%, обеспечивая равномерное уплотнение смеси за счет стягивающих сил межфазного поверхностного натяжения в системе «наполнитель - матрица -вода» с образованием плотноупакованного каркаса из гранул наполнителя, что снижает усадку материала при сушке и спекании до 1%. Установлено, что при установленном температурно-временном режиме в многослойных композитах сохраняются все закономерности образования поровых структур различных типов в отдельных слоях.

Пример 1 (Композиция 1).

Матричное стекло, гидроксиапатит, цеолит и порообразователь, карбонат кальция берутся в соотношении 19,9:50:30:0,1 мас.% и тщательно перемешиваются. Причем предварительно проводят совместное гранулирование зерен цеолита размером 200 мкм и порошка гидроксиапатита до размера гранул 200-900 мкм.

Пример 2 (Композиция 2)

Матричное стекло, гидроксиапатит, цеолит и порообразователь, карбонат кальция берутся в соотношении 70:10:10:10 мас.% и тщательно перемешиваются. Причем предварительно проводят совместное гранулирование зерен цеолита размером 200 мкм и порошка гидроксиапатита до размера гранул 200-800 мкм.

Пример 3. Способ получения материала из композиции по примеру 1.

Полученную по примеру 1 смесь загружают в платиновую, титановую или корундовую форму, уплотняют и помещают в электрическую печь. Далее производят нагрев до температуры 750°С со скоростью не более 8-10 градусов/мин, затем поднимают температуру до 800°С и выдерживают смесь при этой температуре в течение 60 минут. Охлаждение полученного материала до комнатной температуры проводят с учетом температурного интервала отжига матричного стекла.

Пример 4. Способ получения материала из композиции по примеру 2.

Полученную по примеру 2 смесь загружают в платиновую, титановую или корундовую форму, уплотняют и помещают в электрическую печь. Далее производят нагрев до температуры 600°С со скоростью не более 8-10 градусов/мин, затем поднимают температуру до 1000°С и выдерживают смесь при этой температуре в течение 5 минут. Охлаждение полученного материала до комнатной температуры проводят с учетом температурного интервала отжига матричного стекла.

Пример 5. Характеристика материала из композиции по примеру 1 и 2 соответственно.

Готовые материалы из композиций по примерам 1 и 2, соответственно полученные по примерам 3 и 4, подвергают механической обработке до раскрытия поровой структуры.

Материал, полученный по примеру 3, обладает следующими характеристиками.

Водопоглощение: 50%.

Пористость общая: 80%.

Пористость открытая: 70% (87% относительно общей пористости).

Пористость закрытая: 10%.

Средний размер пор: 300-400 мкм.

Доля пор 100-600 мкм: 70%.

Доля пор менее 100 мкм: 30%.

Плотность материала: 2,5 г/см³.

Прочность на сжатие: 40 МПа.

Материал, полученный по примеру 4, обладает следующими характеристиками:

Водопоглощение: 50%.

Пористость общая: 50%.

Пористость открытая: 35% (70% относительно общей пористости).

Пористость закрытая: 15%.

Средний размер пор: 100-200 мкм.

Доля пор 100-600 мкм: 50%.

Доля пор менее 100 мкм: 50%.

Плотность материала: 2,0 г/см³.

Прочность на сжатие: 50 МПа.

Материалы выдерживают компрессионные нагрузки на 1 см² поверхности 4 и 5 кН соответственно.

Пример 6. Биологические исследования композиционных материалов. Биологические исследования на возможность подсадки клеточных культур проводились в Екатеринбургском институте клеточной медицины.

В качестве клеточной культуры использовали медицинский иммунобиологический препарат «Культуры клеток диплоидные человека для заместительной терапии», который представляет собой штамм диплоидных клеток человека ЛЭЧ 4(81), полученный в Екатеринбургском НИИ вирусных инфекций МЗ РФ (Глинских Н.П. и др. АС №1147748) и прошедший контроль по безопасности на вирусы и бактерии в соответствии с МУК 4.1/4.2 588-96, контроль стерильности, в соответствии с МУК 4.1/4.2 588-96, оценку онкогенности и туморогенности в соответствии с требованиями ВОЗ и СП 3.3.2.561-96.

Для проведения анализа использовали диплоидную культуру клеток, находящуюся в стабильной стадии развития в активной фазе роста. Пассаж проводился из расчета 100 тыс.клеток на 1 см² образца. Используемая в эксперименте концентрация клеток обеспечивала формирование монослоя в контроле на 3-5 сутки роста. Исследуемый материал замачивали на 24 часа в среде поддержания клеточной культуры, для стабилизации химического состава и нормализации рН. Затем среду поддержания сливали и переносили материал в культуральный флакон с взвесью клеток в ростовой среде. Скорость прироста клеток определяли по изменению рН ростовой среды, по сравнению с контролем (клетки на нейтральном стекле).

Для исследований готовились образцы в виде пластинок 25*30*10 мм. Пористая структура материала не позволяет провести морфологический анализ непосредственно на самом материале. Для выявления возможных морфологических изменений его изымали из культурального флакона, ополаскивали в растворе Хенкса для удаления неприкрепившихся клеток и переносили в чистый культуральный флакон с ростовой средой и кусочком покровного стекла. Продолжающие рост клетки, распространяясь с материала на стекло, формируют монослой, скорость его формирования является дополнительным критерием активности клеток. Затем стекло изымали для морфологического анализа. Морфологические показатели определяли по общеизвестным методикам (Блюмкин В.Н., Жданов В.М, 1973).

Результаты

Результаты исследования разработанных материалов на возможность подсадки медицинского иммунобиологического препарата «Культуры клеток диплоидные человека для заместительной терапии» сведены в таблицу:

Таблица Рост клеточных культур на субстратах с различной пористостью
№ образца	Пористость открытая, % (% рассчитан относительно общей пористости)	Скорость пропитки физиологическим раствором, мм/мин	Наличие роста клеток
1	87 (пример 3)	40	Рост активный
2	46	20	Роста нет
3	70 (пример 4)	80	Рост активный
4	38	20	Рост слабый
5	50	25	Рост активный
6	92	85	Рост активный

Результаты исследования показали, что фаза активного роста культуры клеток диплоидных человека наилучшим образом протекает при высоких значениях открытой пористости и проницаемости, как произошло на образцах 1, 3 и 6.

Полученные результаты исследования позволяют сделать вывод о том, что бимодальная поровая структура материала имеет чрезвычайно важную роль при создании комфортных условий для сохранения и роста клеток. Так, например, образец 2, который имел преимущественно крупные поры более 500 мкм, не продемонстрировал хорошего результата, в то время как в остальных образцах, в которых имелось достаточно большое количество пор размером 20-100 мкм, происходил активный рост клеток. Это свидетельствует о том, что помимо ячейки размером 100-500 мкм, в которую садится костная клетка, важную роль играют микропоры размером менее 100 мкм, которые создают благоприятные условия для ее сохранения и деления.

Таким образом, биологические испытания разработанных однослойных и многослойных пористых БКМ показали пригодность их применения в качестве носителя клеточных культур и изготовления на их основе «живых имплантатов», положительно влияющих на степень их остеоинтеграции в организме.