Способ получения биосовместимого композиционного материала с основой из наноструктурного никелида титана и биодеградируемым лекарственным слоем полилактид с гепарином

Изобретение относится к медицине, в частности к технологии получения биосовместимого композиционного материала с основой из наноструктурного никелида титана и биодеградируемым лекарственным слоем полилактид с гепарином. Способ получения включает приготовление раствора полимера, добавление лекарственного средства. При этом покрытие наносят на коррозионностойкую основу из наноструктурного никелида титана в два слоя с разницей 10 секунд. Для приготовления раствора используют полилактид молекулярной массы 45 кДа, в качестве растворителя используют хлороформ. Масса полилактида составляет 2 г в хлороформе объемом 200 миллилитров. Растворение происходит при температуре 80°C, затем полученный раствор охлаждают до 30°С и осуществляют добавление лекарственного вещества, а именно гепарина, прямого антикоагулянта, в количестве от 1 до 3 процентов от массы полимера. Далее происходит перемешивание в течение 30 минут для равномерного распределения в полимерной матрице. Сушку осуществляют в течение 24 часов на воздухе при 30°С в термостате. Технический результат заключается в получении композиционного материала с коррозионностойкой гипоаллергенной основой из наноструктурного никелида титана и гомогенным однородным лекарственным покрытием, которое обеспечивает пролонгированное контролируемое воздействие лекарственного агента на срок более чем 30 суток. 3 пр., 3 ил.

 

Изобретение относится к медицине, в частности к технологии получения композиционного биомедицинского композиционного материала с коррозионно стойкой основой из биосовместимого нано структурного никелида титана и биодеградируемым лекарственным покрытием (полилактид с гепарином).

На сегодня большинство тяжелых заболеваний связано с непроходимость, закупоркой участков транспортных систем человеческого организма. Такие заболевания необходимо диагностировать на ранней стадии, что, к сожалению, не происходит в большинстве случаев. Когда консервативным способом вылечить пациента невозможно, используют медицинские изделия типа «стент», «кава-фильтр» и др. Их установка происходит эндоваскулярно, без хирургического вмешательства, а область введения катетера обезболивается местным анестетиком.

Вместе с тем эти вмешательства могут привести к неблагоприятным последствиям, есть риск возникновения осложнений при имплантации, в послеоперационный период, при извлечении изделия или в отдаленный период. Осложнения имплантации регистрируются в 4-15% случаев. Осложнения, связанные с длительным нахождением имплантанта, включают в себя тромбообразование, рестеноз, смещение, фрагментацию (от 3% до 69%) и другие, что может привести даже к летальному исходу. Все еще ищутся пути окончательного устранения данных проблем.

Имплантаты первых поколений были сделаны из чистого металла. Они резко сократили риск развития заболевания, но в течение полугода возникал рестеноз. Ученые долго работали над проблемой профилактики рестеноза. Решение было найдено - стали применять лекарственные покрытия.

К кава-фильтрам, стентам и другим подобным медицинским изделиям для эндоваскулярной хирургии предъявляются высокие требования: высокая гибкость (для легкого продвижения по кровеносной системе к месту установки), высокая пластичность (для обеспечения возможности безопасного раскрытия), высокие прочность, жесткость (для обеспечения радиальной устойчивости в процессе эксплуатации), высокая рентгеноконтрастность (для хорошей видимости в ангиографе и рентгеновском томографе), биосовместимость с организмом (для предотвращения возможных реакций отторжения изделия).

В настоящее время для этих и других подобных медицинских изделий в качестве материала основы используются либо полимерные материалы, либо металлы. В качестве металлов в основном применяются нержавеющая сталь, тантал, кобальтохромовые сплавы, титан, никелид титан.

Никелид титан обладает механическими характеристиками, подобными поведению живых тканей (сверхэластичность, закон запаздывания), является самопассивирующимся материалом, то есть он формирует поверхностный оксидный слой (в данном случае - TiO2), который защищает материал от коррозии. Поведение никелида титана в значительной степени определяется составом и структурой, которые определяет процесс производства (остаточное поверхностное напряжение и дефекты, примеси, содержание и соотношение никеля и титана на поверхности, пористость и т.д.), а также методом обработки.

Однако в ходе многих наблюдений, посвященных проблеме аллергической реакции организма на металлические имплантаты, которая проявляется в виде асептического воспаления, было установлено, что чаще всего аллергические проявления в организме возникают на хром, молибден, никель.

Коррозионные свойства являются важнейшими показателями биохимической совместимости всех материалов, нашедших применение в медицине. Было выявлено, что выход никеля из исследованного наноструктурного никелида титана меньше по сравнению с микроструктурным никелид титаном в растворе с любой кислотностью. Механическая обработка позволяет увеличить его коррозионную стойкость еще в 2-3 раза. Наибольшая концентрация металлов наблюдается в самом кислом растворе, меньшая в физрастворе, в щелочной среде растворения не происходит.

Однако использование голометаллических изделий связано с риском тромбоза в первые 30 дней и требует двойной антитромбоцитарной терапии в течении 1 месяца, а также 20-30% риском рестеноза (повторного сужения сосуда) в течение 6-9 месяцев после имплантации. Для снижения тромбоза и рестеноза было предложено покрывать покрытиями, содержащими лекарства. Материал покрытия должен соответствовать требованиям, предъявляемым к биоматериалам, внедряемым в человеческий организм: нетоксичность, антибактериальность, биосовместимость, оптимальные механические свойства.

Импортные производители начинают создавать кава-фильтры и стенты с использованием частично и даже полностью биодеградируемых полимеров. Покрытие полностью растворяется, при этом необходимая доза лекарственного компонента высвободилась и лечение завершено. Это снижает частоту тромбоза по сравнению с изделиями предыдущих поколений.

В качестве лекарства в наших исследованиях мы использовали покрытие с гепарином, наличие которого обеспечит контролируемую локальную доставку этого лекарственного средства в место установки кава-фильтра, что позволит устранить риск повторного тромбообразования.

Используемые в медицине биодеградируемые полимеры при контакте с биологическими средами живого организма могут растворяться в этих средах без изменения молекулярной массы или подвергаться биодеструкции. Поэтому эти полимеры перспективны в качестве носителей лекарственных препаратов в системах с их контролируемым высвобождением.

Одними из первых в тканевой инженерии стали применяться биодеградируемые синтетические биоматериалы на основе полимеров органических кислот, например, молочной (PLA, полилактат) и гликолевой (PGA, полигликолид). Особое место среди материалов для биоматриц-носителей занимают хитозан и альгинат. Альгинат - полисахарид из морских водорослей. Хитозан - азотсодержащий полисахарид, который получают из хитиновых панцирей ракообразных и моллюсков. В отличие от хитина получаемый при его дезацетилировании хитозан растворяется даже в разбавленных органических кислотах, например, в водном растворе уксусной кислоты. При этом для растворов хитозана, как и других полимеров, характерна существенная зависимость вязкости от концентрации (при увеличении концентрации раствора хитозана в 1-2%-ном растворе уксусной кислоты с 2 до 4% вязкость раствора увеличивается примерно в 30 раз). Большая вязкость раствора усложняет процесс введения и равномерного распределения по объему полимера лекарства, что усложняет процесс нанесения на изделие, а воздействие ультразвука способствует деструкции полимера.

Поэтому самым востребованным биополимером при этом останется полилактид (PLA - Poly Lactide), представляющий собой продукт полимеризации молочной кислоты. Важнейшей особенностью полилактида является безопасная деструкция под воздействием среды. Продукты распада представляют собой естественные метаболиты, которые могут безопасно перерабатываться, скорость также зависит от температуры.

Полимолочная кислота известна в трех изомерных формах: D(-), L(+) и их рацемической смеси (D, L), в зависимости от того, из какого рацемата ее синтезировали. Тип изомера определяет многие свойства этого полимера, в частности кристалличность и условия растворения в органических растворителях.

Материалам из полимолочной кислоты свойственно объемное разрушение, однако действие некоторых активных веществ или повышение ионной силы среды позволяет добиться усиления доли поверхностной составляющей, т.е. способствует повышению воспроизводимости высвобождения.

В патенте US 6702850 и 7129224 Антитромботические средства, например, гепарин, перед применением в покрывающем составе связывают не абсорбируемым полимером. Общую гидрофобность регулируют добавлением гидрофобным октадециламином, который представляет собой амин с длинной углеводородной цепью. Этот способ имеет несколько недостатков, а именно: после метаболизма гепарина in vivo остается токсичная полиакриловая кислота, добавление гидрофобного амина также увеличивает проблемы совместимости с тканями и повторного проведения реакций замещения на каждой стадии, а остающиеся компоненты покрытия не являются биоразрушаемыми.

В патенте RUS 2472529 описывается материал, предназначенный для нанесения на часть поверхности изделия или для введения в изделие. Биоабсорбируемый полимер, в структуру которого включена антитромботическая композиция, а в полимерной матрице может содержаться антирестенозное средство, однако средства в матрице без перемешивания не распределятся равномерно, что очень важно для правильного контролируемого выхода.

В заявке на патент США № US 2012/0071566 А1 поли(п-диоксанон) смешивается с полилактидом или сополимером лактида и гликолида. Однако добавление поли(п-диоксанона) снижает жесткость смеси.

В патентах США №6559132 и 6767405 молекулу носителя, например, хитозана, конъюгируют с активированной поверхностью металлического устройства. После этого гепарин ковалентно связывают с промежуточной молекулой. Недостатком является сложность процесса.

В патенте US 20040034409 А1 полилактид наносился на стент для предотвращения рестеноза.

Наиболее близким является патент US 5837313, в котором описан способ получения композиции гепаринового покрытия. Однако данная композиция имеет недостаток: кроме гепарина в ней содержатся антирестенозные средства, а гепарин, благодаря своей гидрофильной природе, будет мешать их профилю элюирования.

Общим недостаткамим указанных выше патентов, является отсутствие данных по кинетике выхода лекарственных веществ доставки, однако конкретные исследования этого не проводились, нет данных по котролируемости выхода лекарственных средств. Также не указан металл основы, а для безопасности здоровья пациента очень важна биосовместимость, не токсичность и гипоаллергенность материала основы, на которую наносят покрытие.

Задача данного изобретения состоит в получении биосовместимого композиционного материала с коррозионностойкой основой из наноструктурного никелида титана, обеспечивающей одновременно, как высокие биологические, так и отличные механические свойства, обеспечивающие надежность конструкции и безопасность устройства для пациента, а поверхностный биодеградируемый лекарственный слой (полилактид с гепарином) обеспечивает возможностью контролируемой доставки лекарственного агента в течение заданного времени.

Технический результат заключается в получении композиционного материала с коррозионностойкой гипоаллергенной основой из наноструктурного никелида титана и гомогенным однородным лекарственным покрытием, которое обеспечивает пролонгированное контролируемое воздействие лекарственного агента на срок более, чем 30 суток.

Технический результат достигается тем, что способ получения включает в себя следующие этапы:

1) Приготовление раствора полилактида при 80°С, охлаждение до 30°С добавление лекарственного вещества, а именно гепарина, прямого антикоагулянта, в количестве от 1% до 3% от массы полимера и далее перемешивание в течении 30 минут для равномерного распределения в полимерной матрице.

2) Нанесение на наноструктурный никелид титана двухслойного однородного гомогенного покрытия раствором полилактида с лекарством, где концентрация полимера выбирается 2 г, в хлороформе объемом 200 миллилитров.

3) Фиксация покрытия на основе из наноструктурного никелида титана осуществляется сушкой в термостате при 30°С в течение 24 часов.

Сущность изобретения

Поверхностный слой представлен матрицей из биодеградируемого полимера полилактида с равномерно распределенным по объему лекарственным средством, причем обеспечивается в течении первых трех суток более интенсивный выход, для усиленного воздействия в начальный постоперационный период с дальнейшим пролонгированным поддержанием определенного уровня лекарства, что достигается контролируемым равномерным выходом лекарственного средства из гомогенного поверхностного полимерного слоя с заданной скоростью.

В качестве исходных материалов использовали следующие реактивы: Поли-D,L-лактид, Хлороформ (ОСЧ), проволока из наноструктурного никелида титана диаметром 280 мкм после отжига и полировки.

Растворы полилактида готовят на основе особо чистого хлороформа в количестве 200 миллилитров. Было установлено, что данное количество хлороформа не влияет на свойства получаемых полимерных покрытий. Композиционный материал создавался с использованием 2 грамм полимера. Данная концентрация выбрана оптимальной и способствует формированию толщины 50-100 мкм. В качестве наполнителя используется антикоагулянт (гепарин), которые вводили в остывший (+30°С) раствор полилактида в концентрации 1, 2 и 3% от массы полимера. При испарении хлороформа полимер с лекарственным средством образуют связку с равномерным распределением лекарства.

В первые несколько суток выход гепарина из полимерного слоя происходит наиболее интенсивно, средняя скорость выхода гепарина находится в интервале 0,008-0,027 г/сут. В последующее время наблюдения скорость уменьшается, характерная скорость лежит в интервале 0,001-0,005 г/сут. К 30 суткам остается не менее 50% гепарина. Варьируя состав и толщину полимерного слоя можно добиться различной биодеградации и подобрать под конкретное применение.

Пример 1.

Композиционный материал получали нанесением поверхностного слоя из полилактида с введенным лекарственным средством (гепарином) на проволоку из наноструктурного никелида титана.

Растворы полилактида готовят на основе особо чистого хлороформа объемом 200 миллилитров, который наливали в колбу объемом 300 миллилитров и нагревали до 80°С на магнитной мешалке. После нагрева в колбу помещался полимер (полилактид 45 кДа) навеской массы 2 грамм (±0,001 г). Для достижения гомогенного состояния раствор полимера в течении 1 часа перемешивается на электронной верхнеприводной мешалке при температуре 80°С. Затем полученному гомогенному раствору давали остыть до 30°С и вводили в него лекарственное средство (гепарин) в количестве 1% от массы полимера (в раствор с 3000 мг полимера добавляется 30,303 мг - 1% лекарства). Достижение гомогенности осуществляется с помощью диспергатора при скорости 5000 об/мин в течении 10 минут.

Обезжиренная никелид титановая проволока дважды окунается раствор полилактида с лекарственным средством с промежутком в 10 секунд. Затем проводится извлечение материала из раствора и сушка при температуре 30°С в течение 24 часов.

На рисунке 1 представлена кинетика выхода лекарственного средства в раствор из слоя полилактида, содержащего 1% гепарина, где видно, что в первые несколько суток выход гепарина из полимерного слоя происходит наиболее интенсивно, к 30 суткам остается не менее 50% гепарина, что и подтверждает технический результат.

Пример 2.

Композиционный материал получали нанесением поверхностного слоя из полилактида с введенным лекарственным средством (гепарином) на проволоку из наноструктурного никелида титана.

Растворы полилактида готовят на основе особо чистого хлороформа объемом 200 миллилитров, который наливали в колбу объемом 300 миллилитров и нагревали до 80°С на магнитной мешалке. После нагрева в колбу помещался полимер (полилактид 45 кДа) навеской массы 2 грамм (±0,001 г). Для достижения гомогенного состояния раствор полимера в течении 1 часа перемешивается на электронной верхнеприводной мешалке при температуре 80°С. Затем полученному гомогенному раствору давали остыть до 30°С и вводили в него лекарственное средство (гепарин) в количестве 2% от массы полимера (в раствор с 3000 мг полимера добавляется 60,606 мг - 2% лекарства). Достижение гомогенности осуществляется с помощью диспергатора при скорости 5000 об/мин в течении 10 минут.

Обезжиренная никелид титановая проволока дважды окунается раствор полилактида с лекарственным средством с промежутком в 10 секунд. Затем проводится извлечение материала из раствора и сушка при температуре 30°С в течение 24 часов.

На рисунке 2 представлена кинетика выхода лекарственного средства в раствор из слоя полилактида, содержащего 2% гепарина, где видно, что в первые несколько суток выход гепарина из полимерного слоя происходит наиболее интенсивно, к 30 суткам остается не менее 62% гепарина, что и подтверждает технический результат.

Пример 3.

Композиционный материал получали нанесением поверхностного слоя из полилактида с введенным лекарственным средством (гепарином) на проволоку из наноструктурного никелида титана.

Растворы полилактида готовят на основе особо чистого хлороформа объемом 200 миллилитров, который наливали в колбу объемом 300 миллилитров и нагревали до 80°С на магнитной мешалке. После нагрева в колбу помещался полимер (полилактид 45 кДа) навеской массы 2 грамм (±0,001 г). Для достижения гомогенного состояния раствор полимера в течении 1 часа перемешивается на электронной верхнеприводной мешалке при температуре 80°С. Затем полученному гомогенному раствору давали остыть до 30°С и вводили в него лекарственное средство (гепарин) в количестве 3% от массы полимера (в раствор с 3000 мг полимера добавляется 92,784 мг - 3% лекарства). Достижение гомогенности осуществляется с помощью диспергатора при скорости 5000 об/мин в течении 10 минут.

Обезжиренная никелид титановая проволока дважды окунается раствор полилактида с лекарственным средством с промежутком в 10 секунд. Затем проводится извлечение материала из раствора и сушка при температуре 30°С в течение 24 часов.

На рисунке 3 представлена кинетика выхода лекарственного средства в раствор из слоя полилактида, содержащего 3% гепарина, где видно, что в первые несколько суток выход гепарина из полимерного слоя происходит наиболее интенсивно, к 30 суткам остается не менее 75% гепарина, что и подтверждает технический результат.

Способ получения биосовместимого композиционного материала с основой из наноструктурного никелида титана и биодеградируемым лекарственным слоем полилактид с гепарином, включающий приготовление раствора полимера, добавление лекарственного средства, отличающийся тем, что покрытие наносят на коррозионностойкую основу из наноструктурного никелида титана в два слоя с разницей 10 секунд, для приготовления раствора используют полилактид молекулярной массы 45 кДа, в качестве растворителя используют хлороформ, масса полилактида составляет 2 г в хлороформе объемом 200 миллилитров, растворение происходит при температуре 80°C, затем полученный раствор охлаждают до 30°С и осуществляют добавление лекарственного вещества, а именно гепарина, прямого антикоагулянта, в количестве от 1 до 3 процентов от массы полимера и далее происходит перемешивание в течение 30 минут для равномерного распределения в полимерной матрице, сушку осуществляют в течение 24 часов на воздухе при 30°С в термостате.