Биосовместимый полимерный материал и способ его получения

Биосовместимый полимерный материал и способ его получения

Реферат

 

Изобретение относится к медицине, точнее к хирургии и офтальмологии. Биосовместимый полимерный материал состоит из гиалуроновой кислоты, неподвижного полимерного носителя и воды, при этом в качестве неподвижного полимерного носителя используют сетчатый полиаминный гель, равновесно набухший в водной среде, либо акрилового ряда, либо сополимеры ненасыщенных аминов и незаряженных водорастворимых этиленоненасыщенных мономеров, полученные сополимеризацией в водной среде в присутствии сшивающих агентов, либо используют носители обоих типов с предварительной модификацией коллагеном во время получения полимерного носителя или до смешивания с раствором гиалуроновой кислоты. Способ получения биосовместимого полимерного материала заключается в том, что гиалуроновую кислоту на поверхность неподвижного полимерного носителя наносят при смешивании компонентов в водном растворе при 10 - 80^oC, рН 3 - 10, в течение 2 - 48 ч, с последующим отмыванием в физиологическом растворе. Технический результат: биосовместимый полимерный материал обладает высокой биосовместимостью, гидрофильностью, эластичностью, нерастворим в воде, устойчив к действию тканевых ферментов, сохраняет биологические свойства гиалуроновой кислоты. 2 с. и 8 з.п. ф-лы.

Изобретение относится к медицине, точнее к хирургии и офтальмологии. Биосовместимый полимерный материал, состоящий из гиалуроновой кислоты, неподвижного полимерного носителя и воды, может быть использован для изготовления различных имплантантов для офтальмологии (например, интраокулярных и интракорнеальных линз, контактных линз, устройств для антиглаукоматозных операций, окулопластических имплантантов) и хирургии (например, для имплантантов, биополимерных повязок в пластической и реконструктивной хирургии). Область применения не ограничивается только имплантантами для офтальмологии и хирургии, а может включать в себя другие случаи, где необходим контакт биосовместимого полимерного материала с тканями организма.

Уровень техники В офтальмологии получили широкое распространение биосовместимые, полимерные материалы, изготовленные на основе акрилатов, коллагена и его сополимеров, а также стабилизированного гиалуроната натрия. Эти материалы нашли свое применение в изготовлении интраокулярных линз, контактных линз, дренажей для антиглаукоматозных операций и имплантантов для окулопластической и реконструктивной хирургии. Однако перечисленные материалы не всегда удовлетворяют многообразным требования практики. Так, устройства из коллагена (патент RU 2089202 C1) относительно быстро подвергаются биодеградации и рассасыванию (В. И. Козлов, С.Н. Багров, С.Ю. Анисимова, А.В. Осипов, В.В. Могилевцев. Непроникающая глубокая склерэктомия с коллагенопластикой //Офтальмохирургия, 1990, N 3, с. 44-47), а не рассасывающиеся устройства из гидрофильных акрилатов или сополимеров коллагена (патент RU 2084468 C1), попадая в ткани с повышенной ферментативной активностью (воспалительные заболевания, сахарный диабет и пр.), могут вызывать пролиферативные изменения в тканях глаза, стимулировать воспалительную реакцию, что часто приводит к образованию грубой капсулы вокруг имплантата. Это может приводить к частичной или полной потере функциональных свойств материала.

Наиболее близким к описываемому материалу по назначению, технической сущности и достигаемому результату является материал, приготовленный из химически стабилизированной гиалуроновой кислоты (ГУК). Известен медленно рассасывающийся биосовместимый полимерный материал из гиалуроновой кислоты (United States Patent п. 4716154/1987/ Gel of cross linked hyaluronic acid for use as a vitreous humor substitute).

Из уровня техники известен способ получения данного биосовместимого полимерного материала из гиалуроновой кислоты, химическая структура которой стабилизирована сшивающим агентом - бутанедиол-диглицедил-эфиром. Недостатком способа является то, что он не позволяет получить длительно нерассасывающийся материал и в то же время сохранить биологические свойства гиалуроновой кислоты, такие как вискоэластичность, способность регулировать процессы адгезии и миграции воспалительных клеток и тем самым оказывать умеренное антипролиферативное действие на ткани (С.М. Бычков, С.А. Кузьмина. Биологическая роль гиалуроновой кислоты (обзор) //Вопросы медицинской химии. М.: Медицина, 1986, вып. 1) Задачей изобретения является получение биосовместимого, гидрофильного, эластичного, нерастворимого в воде, устойчивого к действию тканевых ферментов, полимерного материала, сохраняющего биологические свойства гиалуроновой кислоты для производства различных имплантантов для использования в пластической и реконструктивной хирургии, в офтальмологии для производства интраокулярных линз, контактных линз, дренажей для антиглаукоматозных операций, имплантантов для окулопластики и устройств для офтальмореконструктивных операций.

Техническим результатом, достигаемым при использовании изобретения, является получение биосовместимого полимерного материала для применения в хирургии и офтальмологии, который обладает высокой биосовместимостью, гидрофильностью (до 99% воды), достаточной механической прочностью и упругостью (модуль упругости от 2 до 20 х 10 N/м), низкой адсорбцией белка (менее 0,1 х 10 мкг/мг), устойчивостью к действию протеолитических ферментов (пепсина, трипсина, химотрипсина, коллагеназы и пр. ), оптической прозрачностью (светопропускание в видимой части спектра до 96%), относительно высокой преломляющей способностью (коэффициент преломления 1,4 и выше), а также сохраняет биологические свойства, характерные для гиалуроновой кислоты - образование вискоэластичного устойчивого покрытия, сохраняющегося длительное время на поверхности материала в контакте с окружающими тканями, что угнетает избыточную адгезию и пролиферацию клеток и предотвращает развитие грубой капсулы вокруг материала и повышает его биосовместимость.

Технический результат достигается тем, что биосовместимый полимерный материал содержит гиалуроновую кислоту, неподвижный полимерный носитель и воду. В качестве неподвижных полимерных носителей используют сетчатый полиаминный гель, равновесно набухающий в водной среде или сополимеры ненасыщенных полиаминов и незаряженных водорастворимых этиленоненасыщенных мономеров, полученные сополимеризацией в водной среде в присутствии сшивающих агентов.

Целесообразно использовать следующие процентные соотношения веществ в составе биосовместимого полимерного материала: гиалуроновой кислоты от 0,01 до 2,5%, неподвижного полимерного носителя от 0,5 до 75%, остальное вода.

Технический результат, указанный для способа получения биосовместимого полимерного материала достигается тем, что гиалуроновую кислоту на неподвижный полимерный носитель наносят при смешивании компонентов в водной среде при температуре от 10 до 80^oC, при значении pH от 3 до 9, в течение 2 - 48 часов с последующим отмыванием материала в физиологическом растворе. При взаимодействии гиалуроновой кислоты и неподвижного полимерного носителя образуется интер-поли-электролитный комплекс за счет кооперативного взаимодействия противоположно заряженных макромолекул: линейного поли-аниона (гиалуроновая кислота) и сетчатого поли-катиона (сетчатый полиаминный гель).

Способ осуществляется следующим образом.

Биосовместимый полимерный материал приготовляют путем смешивания ГУК с полимерным неподвижным носителем в водной или водно-солевой среде с pH 3 - 10, при температуре 10 - 80^oC, в течение 2 - 48 часов, после чего материал отмывают в физиологическом растворе.

Для улучшения связывания гиалуроновой кислоты с полимерным носителем возможен перевод солевых (анион-катионных) связей в ковалентные (амидные) путем нагревания при температуре выше 100^oC.

В качестве полимерного носителя могут быть использованы сетчатые полиамины акрилового ряда, в частности поли-N,N-диметил- аминоэтилметакрилат или сетчатые сополимеры аминов акрилового ряда и незараженных водорастворимых этиленоненасыщенных мономеров или сетчатые полимерные носители обоих типов, с предварительной модификацией коллагеном во время получения полимерного носителя или до смешивания с раствором ГУК.

Сетчатые полимерные носители получают полимеризацией мономеров из водных растворов 5 - 80% от общей массы мономеров, в присутствии сшивающего агента в концентрации 0,1 - 2 мол.% при температуре от 10 до 60^oC после предварительного продувания смеси инертным газом (аргон, азот).

В качестве полиамина акрилового ряда предложено использовать поли-N,N-диметил-амино-этил-метакрилат (ПДМАЭМ) или кватернизованный метилхлоридом или этилбромидом ПДМАЭМ.

В качестве водорастворимого этиленоненасыщенного мономера предпочтительно использовать акриламид или 2-гидрокси-этил- метакрилат или N-винил-пиролидон или их смеси.

В качестве сшивающего агента используют N,N'-метилен-бисакриламид, или n-этилен-гликоль-диакрилат, или n-этилен-гликоль-диметакрилат, где n = 1 - 13.

В качестве полимерных носителей могут быть использованы полимерные носители, предварительно модифицированные коллагеном во время получения полимерного носителя или до смешивания с ГУК. В этом случае сополимеризацию в присутствии сшивателя проводят в растворе коллагена таким образом, что коллаген оказывается физически и/или химически включенным в полимерную сетку.

Концентрация коллагена в полимеризуемой смеси может варьировать от 0,001 до 5%, амина акрилового ряда от 1 до 99%, водорастворимого этиленоненасыщенного мономера от 0,1 до 99%, сшивающего агента от 0,1% до 2,0 мол. %.

Для включения в сетчатый сополимер коллаген может быть предварительно модифицирован путем введения в него ненасыщенной связи.

Концентрация ГУК при смешивании с полимерным носителем может быть от 0,01 до 2,5%. Массу полимерного носителя выбирают в соответствии с требованием размера устройства, которое изготовляют из биосовместимого полимерного материала.

При модификации коллагеном полимерного носителя температурный интервал должен быть в пределах 30 - 42^oC, так как при температуре ниже 30^oC не происходит полного дезагрегирования молекул коллагена, вследствие чего возможна грубая дисперсия коллагена в растворе, что ухудшает качество материала, а при температуре выше 42^oC происходит денатурация коллагена и частичная потеря физико-механических свойств полимера.

pH среды, в которой происходит полимеризация, не должна быть выше 5,5, так как в этом случае наблюдается агрегация молекул коллагена, в результате чего могут ухудшаться оптические свойства полимера. При pH ниже 3,2 изменяется реакционная способность мономеров, что приводит к ухудшению механических свойств полимера.

Отмывку полимерного носителя от побочных продуктов проводят при температуре не ниже 20^oC в водном или водно-солевом растворе после чего инкубируют на время не менее 10 часов в том же растворе для установления равновесного набухания.

Равновесно набухший полимерный носитель перед смешиванием с раствором ГУК механически обрабатывают для придания ему требуемой формы. Возможно получение требуемой формы полимерного носителя путем полимеризации в форме, когда мономерную смесь заливают в форму перед введением сшивателя.

Гиалуроновая кислота для получения предлагаемого материала может иметь молекулярный вес выше 20000 и быть получена из различных источников: из тканей животного происхождения (например, стекловидное тело) или из культуры микроорганизмов (например. Streptococcus equi).

Полимерный материал, полученный по данному способу, был исследован на бисовместимость по адгезии культуральных клеток фибробластического и макрофагального ряда на культуре фибробластов человека и перитонеальных макрофагов. Кусочки материала 20 мм х 20 мм х 2 мм помещали в культуральную среду, куда затем вносили суспензию клеток. Отмечена достаточная адгезия клеток фибробластического ряда на полимере (70 - 85% общего количества), в то же время адгезия воспалительных клеток на поверхности материала была незначительной. Полученный полимерный материал также исследован на биосовместимость в эксперименте на кроликах. Биосовместимый полимерный материал, полученный по заявляемому способу, был имплантирован в виде дренажа для антиглаукоматозных операций под склеру в зоне лимба с частичным помещением имплантанта в полость глаза, в угол передней камеры. В течение первых 2 - 3 суток после операции отмечали незначительный отек конъюнктивы в зоне операции при полном отсутствии симптомов внутриглазного воспаления. При морфологическом исследовании через 3 месяца в зоне нахождения имплантанта было отмечено незначительное расширение сосудов радужной оболочки и инфильтрация склеры и конъюнктивы поступающей по дренажу внутриглазной жидкостью, причем вокруг имплантанта практически не отмечали формирование капсулы, вокруг имплантанта в склере формировался тонкий слой клеток, не препятствующий оттоку жидкости. Каких-либо других изменений тканей глаза обнаружено не было.

Способ поясняется следующими примерами Пример 1 К 5,0 мл 0,1% раствора ГУК в физ. растворе при pH 5.5, температуре 18^oC добавляют полимерный носитель, полученный сополимернзацией из 30% раствора N, N-диметил-аминоэтилметакрилата в присутствии 1 мол. % N,N'-метилен-бисакриламида, равновесно набухший в физиологическом растворе, массой 4 мг, размером 2 мм х 4 мм х 0,5 мм, и выдерживают полимерный носитель в растворе ГУК в течение 24 часов, после чего отмывают в физ. растворе.

Изготовленный по такому способу дренаж для антиглаукоматозных операций обладает высокой гидрофильностью (содержание влаги достигает 99% в физиологическом растворе), достаточной эластичностью, прозрачностью 96% и после имплантации в глаз кролика была отмечена реакция нулевой степени, что говорит о высокой биосовместимости материала.

Пример 2 К 10 мл 0,1% раствора ГУК в физ. растворе при pH 5.5, температуре 75^oC добавляют полимерный носитель, полученный сополимеризацией в присутствии 1 мол. % N,N'-метилен- бисакриламида бромида N-этил-N,N-диметил-аминоэтилметакрилата и акриламида из 30% раствора от массы мономеров при молярном соотношении мономеров 10: 1, равновесно набухший в физиологическом растворе, массой 6,5 мг, размером 2 мм х 4 мм х 0,8 мм, и выдерживают полимерный носитель в растворе ГУК в течение 4 часов, после чего отмывают в физиологическом растворе.

Данный материал может использоваться для производства гидрофильных интраокулярных линз и после имплантации в переднюю камеру кролика отмечается хорошая биосовместимость материала, отсутствие воспалительных явлений и не отмечается каких-либо изменений в структуре материала.

Пример 3 К 5,0 мл 0,1% раствора ГУК в физ. растворе при pH 5.5, температуре 18^oC добавляют полимерный носитель, полученный сополимеризацией в присутствии 1 мол. % N,N'- метилен- бисакриламида бромида N-этил-N,N-диметил-аминоэтилметакрилата и 2-гидрокси-этилметакрилата из 30% раствора от массы мономеров при молярном соотношении мономеров 1:10, равновесно набухший в физиологическом растворе, массой 4 мг, размером 2 мм х 4 мм х 0,5 мм, и выдерживают полимерный носитель в растворе ГУК в течение 24 часов, после чего отмывают в физиологическом растворе.

Данный материал использовался в эксперименте на кроликах для имплантаций в мягкие ткани орбиты. Воспалительные явления были минимальными. Морфологические исследования через 4 месяца после операции показали, что вокруг имплантанта происходило формирование тонкой капсулы, содержащей монослой клеток. Имплантант сохранял свою форму и структуру, что свидетельствует о возможности использования материала для окулопластических операций.

Пример 4 К 5,0 мл 0,1% раствора ГУК в физ. растворе при pH 5.5, температуре 18^oC добавляют полимерный носитель, полученный сополимеризацией при pH 4.5 в присутствии 1 мол. % N,N'- метилен-бисакриламида бромида N-этил-N,N-диметил- аминоэтилметакрилата и акриламида при молярном соотношении мономеров 10:1 из 30% раствора (от массы мономеров) с содержанием коллагена 0,001%, равновесно набухший в физиологическом растворе, массой 1,5 мг, размером 2 мм х 4 мм х 0,5 мм, и выдерживают полимерный носитель в растворе ГУК в течение 24 часов, после чего отмывают в физиологическом растворе.

Изготовленный по такому способу дренаж для антиглаукоматозных операций обладает высокой гидрофильностью (содержание влаги достигает 85% в физиологическом растворе), достаточной эластичностью, непрозрачностью и после имплантации в глаз кролика была отмечена реакция нулевой степени, что говорит о высокой биосовместимости материала. Данная композиция материала пригодна также для изготовления лечебных контактных линз и при помещении на переднюю поверхность роговицы кролика не вызывает раздражения глаза и способствует более быстрому заживлению повреждений роговицы и формированию более нежного рубца.

Пример 5 К 50,0 мл 0,2% раствора ГУК в физиологическом растворе при pH 6.5, температуре 40^oC добавляют полимерный носитель полученный сополимеризацией при pH 5.0 в присутствии 1 мол.% N,N'- метилен-бисакриламида бромида N-этилен-N, N- диметил-аминоэтилметакрилата и акриламида при молярном соотношении мономеров 8:1 из 30% раствора (от массы мономеров) с содержанием коллагена 0,02%, равновесно набухший в физиологическом растворе, массой 0,8 г, и выдерживают полимерный носитель в растворе ГУК в течение 8 часов, после чего отмывают в физиологическом растворе.

При этом процесс сополимеризации производили при помещении раствора между двумя параллельными стеклянными поверхностями, расположенными горизонтально таким образом, чтобы пространство между ними не превышало 2 мм. В таких условиях возможно получить полимерный носитель, имеющий вид полосы толщиной 0,8 - 1,5 мм, из которого моделировали образец необходимого размера (например, 20 мм х 40 мм х 1 мм), после чего выдерживали в растворе ГУК. Покрытие обладает достаточной эластичностью для применения его в качестве биологической повязки, содержание воды - 85 - 90%.

Покрытие использовали для лечения ожоговых поверхностей с повреждением глубоких слоев дермы. Применение покрытия у 4 пациентов отмечено уменьшение болевого синдрома, снижение воспалительной реакции и ускорение эпителизации ожоговой поверхности с последующим формированием нежного рубца.

Пример 6 К 10 мл 0,1% раствора ГУК в физ. растворе при pH 6.0, температуре 25^oC добавляют полимерный носитель, полученный сополимеризацией в присутствии 1,2 мол. % N,N'-метилен- бисакриламида хлорида N,N,N-триметил-аминоэтилметакрилата и 2-гидрокси-этил-метакрилата из 60% раствора от массы мономеров при молярном соотношении мономеров 1:3, равновесно набухший в физиологическом растворе, массой 6,5 мг, размером 2 мм х 4 мм х 0,8 мм, и выдерживают полимерный носитель в растворе ГУК в течение 40 часов, после чего отмывают в физиологическом растворе.

Данный материал может использоваться для внутриглазных дренажей, обладает высокой гидрофильностью (содержание влаги достигает 70 - 80% в физиологическом растворе), достаточной эластичностью и механической прочностью.

Пример 7 К 10 мл 0,1% раствора ГУК в физ. растворе при pH 7.0, температуре 10^oC добавляют полимерный носитель, полученный сополимеризацией в присутствии 1,2 мол. % N,N'-метилен- бисакриламида хлорида N,N,N-триметил-аминоэтилметакрилата и акриламида из 50% раствора от массы мономеров при молярном соотношении мономеров 3:1, равновесно набухший в физиологическом растворе, массой 0,8 г, размером 10 мм х 40 мм х 2 мм, и выдерживают полимерный носитель в растворе ГУК в течение 20 часов, после чего отмывают в физ. растворе.

Данный материал может использоваться для покрытий раневых поверхностей (ожогов), обладает высокой гидрофильностью (содержание влаги достигает 80 - 85% в физиологическом растворе), достаточной эластичностью и механической прочностью.

Пример 8 К 10 мл 0,1% раствора ГУК в физ. растворе при pH 7.0, температуре 20^oC добавляют полимерный носитель, полученный сополимеризацией в присутствии 1,5 мол. % 3-этилен-гликоль- диакрилата хлорида N,N,N-триметил-аминоэтилметакрилата и 2-гидрокси-этил-метакрилата из 60% раствора от массы мономеров при молярном соотношении мономеров 1:10, равновесно набухший в физиологическом растворе, массой 8 мг, размером 2 мм х 4 мм х 1 мм, и выдерживают полимерный носитель в растворе ГУК в течение 48 часов, после чего отмывают в физ. растворе.

Данный материал может использоваться для челюстно-лицевой хирургии, обладает высокой гидрофильностью (содержание влаги достигает 60% в физиологическом растворе), достаточной эластичностью и механической прочностью.

Формула изобретения

1. Биосовместимый полимерный материал, состоящий из гиалуроновой кислоты, неподвижного полимерного носителя и воды, отличающийся тем, что в качестве неподвижного полимерного носителя используют сетчатый полиаминный гель, равновесно набухший в водной среде.

2. Биосовместимый полимерный материал по п.1, отличающийся тем, что в качестве сетчатого полиаминного геля используют сетчатые полиамины акрилового ряда.

3. Биосовместимый полимерный материал по п.2, отличающийся тем, что в качестве полиамина акрилового ряда используют поли-N,N-диметил-аминоэтилметакрилат, или кватернизованный метилхлоридом, или этилбромидом поли-N,N-диметил-аминоэтилметакрилат.

4. Биосовместимый полимерный материал по п.1, отличающийся тем, что в качестве сетчатого полиаминного геля используют сополимеры ненасыщенных аминов и незаряженных водорастворимых этиленоненасыщенных мономеров, полученные сополимеризацией в волной среде в присутствии сшивающих агентов.

5. Биосовместимый полимерный материал по п.4, отличающийся тем, что в качестве водорастворимого этиленоненасыщенного мономера предпочтительно использовать акриламид или 2-гидрокси-этил-метакрилат или N-винил-пирролидон или их смеси.

6. Биосовместимый полимерный материал по п.4, отличающийся тем, что в качестве сшивающего агента используют N,N'-метилен-бисакриламид, или n-этилен-гликольдиакрилат, или n-этилен-гликольдиметакрилат, где n = 1 - 3.

7. Биосовместимый полимерный материал по пп.1 - 6, отличающийся тем, что в качестве сетчатого полиаминного геля используют носители обоих типов с предварительной модификацией коллагеном во время получения полимерного носителя или до смешивания с раствором гиалуроновой кислоты.

8. Биосовместимый полимерный материал по пп.1 - 7, отличающийся тем, что содержит гиалуроновой кислоты 0,01 - 2,5%, неподвижного полимерного носителя 0,5 - 75%, остальное - вода.

9. Способ получения биосовместимого полимерного материала заключается в том, что гиалуроновую кислоту на поверхность неподвижного полимерного носителя наносят при смешивании компонентов в водном растворе при 10 - 80^oC, рН 3 - 10, в течение 2 - 48 ч, с последующим отмыванием целевого продукта в физиологическом растворе.

10. Способ получения биосовместимого полимерного материала по п.9, отличающийся тем, что после отмывания целевого продукта возможно его нагревание при температуре выше 100^oC для дополнительного связывания гиалуроновой кислоты с неподвижным полимерным носителем при переводе солевых связей в ковалентные.