RU2705084C1

RU2705084C1 - Способ получения пористых материалов из альгината натрия и поливинилпирролидона, содержащих фосфаты кальция

Info

Publication number: RU2705084C1
Application number: RU2019109162A
Authority: RU
Inventors: Инна Вилоровна Фадеева; Александр Сергеевич Фомин; Сергей Миронович Баринов; Елена Сергеевна Трофимчук
Priority date: 2019-03-29
Filing date: 2019-03-29
Publication date: 2019-11-01

Abstract

Изобретение может быть использовано в реконструктивно-пластической хирургии для пластической реконструкции поврежденных костных тканей. Для получения пористых материалов из альгината натрия и поливинилпирролидона, содержащих фосфаты кальция, для заполнения костных дефектов проводят синтез in situ фосфатов кальция в 2% водном растворе поливинилпирролидона при температуре реакционной смеси от 37 до 90°С. После завершения синтеза фосфатов кальция в реакционную смесь добавляют 2% водный раствор альгината натрия, перемешивают в течение 30 мин. Реакционную смесь вспенивают пропусканием через нее воздуха с использованием компрессора. Вспененную массу обрабатывают 5% водным раствором комплексного соединения железа (3+) с салициловой кислотой, замораживают в морозильной камере при температуре от -10 до -18°С и высушивают в лиофильной сушилке. Изобретение позволяет получить высокопористый биосовместимый материал, включающий равномерно распределенные наноразмерные частицы фосфатов кальция, приближенный по структуре к естественной костной ткани человека и не содержащий ксеногенные компоненты. 1 ил., 3 пр.

Description

Область техники, к которой относится изобретение

Изобретение относится к медицине, а именно к реконструктивно-пластической хирургии для пластической реконструкции поврежденных костно-хрящевых тканей. Уровень техники.

Известно, что в результате введения клеточного материала в организм без матрикса-носителя, почти все клетки гибнут из-за отсутствия условий для их пролиферации. По этой причине проблема создания имплантатов на основе матриксов-носителей является одной из ключевых в реализации технологий клеточной трансплантации. Главными требованиями к матриксам-носителям должны быть их высокая биосовместимость и способность стимулировать собственные регенерационные процессы поврежденного органа. Конструирование матриксов-носителей на основе объемных пористых материалов из биодеградируемых полимеров, характеризующихся биосовместимостью, а также возможностью регулировать время биорезорбции имплантата, является одним из новейших направлений в биотехнологии. Разработка полимерных носителей для внедряемых лекарственных препаратов и клеточных культур в виде трехмерных (губки, пространственные сетки) тонкоструктурированных полимерных матриксов составляет ключевую проблему для имплантационных хирургических материалов. Поскольку костная ткань является композиционным материалом, содержащим фосфаты кальция (ФК) и органические компоненты (коллаген, коллагеновые и неколлагеногме белки), такой состав позволяет нести механические нагрузки, которые являются критичными, например, для керамических костных имплантатов. Поэтому перспективным является использование композиционных материалов, содержащих как неорганические компоненты (ФК), так и органические компоненты. Помимо коллагена, желатина и хитозана, в качестве органического компонента может использоваться альгинат натрия. Альгинат натрия является природным полисахаридом, который получают из бурых водорослей, или ламинарии японской. Известно (Патент РФ №2326137 Малесса Р. Способ получения содержащих альгинат пористых формованных изделий), что альгинат натрия взаимодействует с хлоридами многовалентных металлов, образуя нерастворимые в воде гидрогели. Это свойство широко используется для сшивания пленок и объемных материалов из гидрогелей альгината. В изобретении описан способ получения объемных пористых материалов из альгината натрия. Однако, использование альгината натрия вкачестве матрикса для клеточных культур не вполне удовлетворяет требованиям, предъявляемым к материалу матрикса, т.к. пролиферация клеток на поверхности альгината затруднена, данный материал вызывает частичную гибель клеток. В связи с этим для биомедицинских применений используют смесевые материалы, например, смеси метилцеллюлозы и альгината (Fadeeva I. V. et al. Methylcellulose films partially crosslinked by iron compounds for medical applications //Materials Today Communications. - 2019. - T. 18. - C. 54-59).

Известен способ получения нетканых материалов на основе хитозана, содержащих поливинилпирролидон (ПВП), поливиниловый спирт или другими полимерами многоцелевого назначения, используемыми в медицине (Патент РФ №2031661 Средство для лечения ран и оказания первой медицинской помощи /Адамян А.А., Полевов В.Н., Климчук Н.Е. и др.). Недостатком данных материалов является присутствие в их составе хитозана, который до настоящего времени не разрешен к использованию в медицине внутри организма.

В качестве прототипа нами выбрана наиболее близкая к настоящему изобретению статья (Каралкин П. А. и др. Биосовместимость и остеопластические свойства минерал-полимерных композиционных материалов на основе альгината натрия, желатина и фосфатов кальция, предназначенных для трехмерной печати костнозамещающях конструкций //Гены и клетки. - 2016. - Т. 11. - №. 3.) В данной статье описан способ получения пористых трехмерных матриксов на основе желатина и альгината натрия, содержащих фосфаты кальция, с использованием трехмерной печати. Полученные результаты свидетельствуют о целесообразности и перспективности использования трехкомпонентных минерал-полимерных композиционных материалов на основе альгината, желатина и октакальциевого фосфата в качестве «чернил» для 3D-печати остеопластических конструкций. К недостаткам описанного способа получения относится использование в качестве одного из полимерных материалов желатина - полимера животного происхождения. Как известно, органические соединения животного происхождения могут содержать ксеногенные факторы, влияние которых на организм человека недостаточно изучено.

Задачей настоящего изобретения является создание высокопористого биосовместимого материала, содержащего равномерно распределенные наноразмерные ФК, приближенного по структуре к естественной костной ткани человека, и не содержащего ксеногенных факторов.

Техническим результатом настоящего изобретения является создание биосовместимого пористого минерал-полимерного материала, состоящего из ПВП, альгината натрия (alg), в котором наноразмерные фосфаты кальция (ФК), равномерно распределены в объеме полимера.

Технический результат достигается тем, что по способу получения пористых материалов из альгината натрия и поливинилпирролидона, содержащих фосфаты кальция (дикальцийфосфат дигидрат (ДКФД), аморфный фосфат кальция с соотношением Са/Р=1,5 (АФК), осажденный гидроксиапатит (ОГА), карбонатгидроксиапатит (КГА)), включающему синтез in situ фосфатов кальция в 2%-ном водном растворе ПВП, при температуре реакционной смеси от 37 до 90°С, согласно изобретению, через 30 мин после завершения синтеза фосфатов кальция в реакционную смесь добавляют 2%-ный водный раствор альгината натрия, так, чтобы массовое соотношение полимеров (ПВП: alg) находилось в пределах от 0,5 до 4, перемешивают в течение 30 мин, после чего реакционную смесь вспенивают пропусканием через нее воздуха с использованием компрессора в течение 10 мин, после чего вспененную массу обрабатывают 5%-ным водным раствором комплексного соединения железа (3+) с салициловой кислотой, замораживают в морозильной камере при температуре от -10°С до -18°С и высушивают в лиофильной сушилке в течение 10-12 часов.

Сущность изобретения состоит в синтезе наноразмерных ФК in situ, в растворе, содержащем ПВП, последующем добавлении 2%-ного раствора alg, вспенивании реакционной массы с помощью сжатого воздуха из компрессора в течение 10 мин, обработкой вспененной массы 5%-ным водным раствором комплексного соединения салицилата железа и высушиванием в лиофильной сушилке в течение 10-12 часов. В результате осаждения ФК в растворе ПВП в ячейках полимерной сетки, образованной макромолекулами ПВП, формируются наноразмерные частицы ФК. Поскольку ФК в растворе ПВП осаждаются при непрерывном перемешивании, то в результате распределение ФК в растворе ПВП является равномерным. При добавлении в реакционную смесь 2%-ного водного раствора альгината натрия происходит образование геля за счет частичного сшивания альгината натрия фосфатами кальция. При пропускании воздуха через гель пузырьки воздуха формируют внутри геля систему взаимосвязанных пор. Далее вспененную массу фиксируют посредством обработки 5%-ным водным раствором комплексного соединения железа (3+) с салициловой кислотой, замораживают при -10 -18°С и высушивают в лиофильной сушилке в течение 10-12 часов. В процессе сушки происходит сублимация кристаллов льда (переход из твердого состояния вгазообразное, минуя жидкое) из вспененного материала через систему взаимосвязанных пор. Структура материала при этом сохраняется. При погружении пористого минерал-полимерного материала в растворы, содержащие воду, происходит набухание материала, в результате проникновения молекул воды между молекулами полимеров, при этом структура материала сохраняется от нескольких часов до нескольких суток. Через 1-5 суток происходит полное растворение материала. Изменяя соотношение ПВП и alg, можно регулировать скорость растворения материала в водных растворах, что является ценным свойством для использования пористого материала при замещении дефектов твердых и мягких тканей человека.

Пример 1.

Готовят 200 мл 2%-ного раствора ПВП растворением 4 г ПВП с молекулярной массой 12000 кДа в 196 мл дистиллированной воды. В реактор, снабженный лопастной верхнеприводной мешалкой, помещают полученный раствор ПВП, добавляют 1 мл раствора гидрофосфата аммония концентрации 0,1 моль/л, затем капельно, при постоянном перемешивании добавляют 10 мл раствора нитрата кальция концентрации 0,01 моль/л, перемешивают при температуре 25°С в течение 30 мин, после чего добавляют 50 мл 2%-ного водного раствора альгината натрия (массовое соотношение ПВП:алг=4:1) и продолжают перемешивание в течение 20 мин. В образовавшийся гель погружают трубку, соединенную с компрессором, и пропускают в гель воздух в течение 10 мин. Вспененную массу обрабатывают 5%-ным водным раствором комплексного соединения железа (+3) с салициловой кислотой, замораживают в морозильной камере при -10°С в течение 8-10 часов, после чего помещают в лиофильную сушилку и высушивают в течение 10-12 часов.

Полученный материал характеризуется пористостью 70-80%, устойчивостью в водных растворах в течение 2 суток. Определенный методом ПЭМ фазовый состав ФК соответствует ДКФД. На рис. 1 приведено СЭМ изображениематериала, на котором видны частицы ДКФД размером которых не более 100 нм, равномерно распределенные в объеме полимера.

Пример 2.

Готовят 100 мл 2%-ного раствора ПВП растворением 2 г ПВП с молекулярной массой 12000 кДа в 98 мл дистиллированной воды. В реактор, снабженный лопастной верхнеприводной мешалкой, помещают полученный раствор ПВП, добавляют 6 мл раствора гидрофосфата аммония концентрации 0,1 моль/л, затем капельно, при постоянном перемешивании добавляют 10 мл раствора хлорида кальция концентрации 0,01 моль/л, перемешивают при температуре 90°С в течение 30 мин, после чего добавляют 100 мл 2%-ного водного раствора альгината натрия (массовое соотношение ПВП:алг=1) и продолжают перемешивание в течение 20 мин. В образовавшийся гель погружают трубку, соединенную с компрессором, и пропускают в гель воздух в течение 5 мин. Вспененную массу обрабатывают 5%-ным водным раствором комплексного соединения железа (+3) с салициловой кислотой, замораживают в морозильной камере при -18°С в течение 8-10 часов, после чего помещают в лиофильную сушилку и высушивают в течение 10-12 часов.

Полученный материал характеризуется пористостью 80-85%, устойчивостью в водных растворах в течение 1 суток. Определенный методом ПЭМ фазовый состав ФК соответствует апатиту.

Пример 3.

Готовят 100 мл 2%-ного раствора ПВП растворением 2 г ПВП с молекулярной массой 12000 кДа в 98 мл дистиллированной воды. В реактор, снабженный лопастной верхнеприводной мешалкой, помещают полученный раствор ПВП, добавляют 2 мл раствора гидрофосфата аммония концентрации 0,1 моль/л, затем капельно, при постоянном перемешивании добавляют 3 мл раствора хлорида кальция концентрации 0,1 моль/л, перемешивают при температуре 25°С в течение 30 мин, после чего добавляют 10 мл 2%-ного водного раствора альгината натрия (массовое соотношение ПВП:алг=10:1) и продолжают перемешивание в течение 20 мин. В образовавшийся гель погружают трубку, соединенную с компрессором и пропускают в гель воздух в течение 5 мин. Вспененную массу обрабатывают 5%-ным водным раствором обрабатывают 5%-ным водным раствором комплексного соединения железа (+3) с салициловой кислотой, замораживают в морозильной камере при -18°С в течение 8-10 часов, после чего помещают в лиофильную сушилку и высушивают в течение 10-12 часов.

Полученный материал характеризуется пористостью 70-80%, в водных растворах материал растворяется в течение 60 мин. Определенный методом ПЭМ фазовый состав ФК соответствует аморфному фосфату кальция (АФК). Размер частиц АФК - 40-50 нм.

Claims

Способ получения пористых материалов из альгината натрия и поливинилпирролидона, содержащих фосфаты кальция, включающий синтез in situ фосфатов кальция в 2%-ном водном растворе поливинилпирролидона при температуре реакционной смеси от 37 до 90°С, перемешивание смеси, пропускание через смесь воздуха для вспенивания массы, обработку вспененной массы раствором салицилата железа, формование и высушивание смеси в лиофильной сушилке, отличающийся тем, что через 30 мин после завершения синтеза фосфатов кальция в реакционную смесь добавляют 2%-ный водный раствор альгината натрия так, чтобы массовое соотношение полимеров (ПВП:alg) находилось в пределах от 0,5 до 4, перемешивают в течение 30 мин, после чего реакционную смесь вспенивают пропусканием через нее воздуха с использованием компрессора в течение 10 мин, после чего вспененную массу обрабатывают 5%-ным водным раствором комплексного соединения железа (3+) с салициловой кислотой, замораживают в морозильной камере при температуре от -10 до -18°С и высушивают в лиофильной сушилке до полного удаления влаги.