ITVI20130019A1 - Biomateriale per dispositivi medici, in particolare protesi - Google Patents
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Description
BIOMATERIALE PER DISPOSITIVI MEDICI, IN PARTICOLARE PROTESI.
DESCRIZIONE
Campo tecnico
L’invenzione riguarda un biomateriale per dispositivi medici, in particolare protesi, che comprende come base un polimero poliolico. Il biomateriale trova applicazione in dispositivi medici e come portatore di farmaco per essere applicato in sistemi DDS (Drug Delivery System, sistema di rilascio di farmaci). Si descrive inoltre un metodo per produrre tali dispositivi medici e il biomateriale.
Stato dell’arte
Il settore dei biomateriali e della medicina rigenerativa è molto eterogeneo. Attualmente, le terapie chirurgiche avanzate consistono nella chirurgia ricostruttiva e nel trapianto d’organo. Anche se non vi è dubbio che queste terapie hanno salvato e migliorato molte vite, esse hanno molte limitazioni terapeutiche e metodologiche. Ad esempio, nel caso della chirurgia ricostruttiva, non si può sostituire completamente le funzioni biologiche sia di un singolo tessuto che di un organo, e di conseguenza non si può evitare il progressivo deterioramento di un tessuto/organo danneggiato. Per quanto riguarda il trapianto d’organo, uno dei principali problemi è la limitata disponibilità di donatori, sia numericamente e sia al momento della reale necessità. Inoltre, l’utilizzo continuo di immunosoppressori per prevenire le crisi di rigetto spesso causano effetti collaterali, quali l’alta probabilità di infezioni batteriche e virali e la carcinogenesi. Ne consegue che per far fronte al meglio a queste problematiche, è necessaria una nuova soluzione terapeutica, nello specifico, basata sulla naturale capacità del paziente di recuperare il danno subito.
Questa soluzione è chiamata terapia di rigenerazione tissutale, dove la rigenerazione di tessuti e organi è artificialmente indotta, sfruttando il potenziale intrinseco delle cellule a proliferare e differenziare.
Esistono due modi per realizzare questa rigenerazione mediata dalla cellula. Un sistema è quello di trapiantare cellule ad alto potenziale di proliferazione e differenziazione, mentre l’altro consiste nell’utilizzo di biomateriali. In quest’ultimo caso, il biomateriale viene impiegato per creare un ambiente locale e ottimale, all’interno del paziente, per promuovere la proliferazione e il differenziamento di cellule già presenti naturalmente nel sito d’impianto. Questo approccio è chiamato ingegneria di tessuto e fu introdotto da Langer & Vacanti nel 1993 (Langer R., Vacanti J. P., Science 1993, 260 (5110) 920-6). E’ stato dimostrato che biomateriali di forma diversa, uniti al rilascio di molecole segnale creano un ambiente ottimale per la rigenerazione dei tessuti.
Per quanto riguarda, invece, il primo approccio, le cellule vengono trapiantate nel corpo per iniezione o metodi infusivi. In ogni caso, solo poche cellule riescono a permanere nel sito di trapianto, a causa della loro escrezione o morte, portando quindi ad una bassa efficacia terapeutica. Per risolvere questo problema, bisogna fornire alle cellule un ambiente ottimale per la loro sopravvivenza e funzionalità, come l’apporto, per l’appunto, dai biomateriali, i quali possono anche rilasciare molecole per la proliferazione, la differenziazione e il nutrimento cellulare.
L’ingegneria tissutale segue tre obbiettivi principali. Il primo è quello di creare una nuova strategia terapeutica chirurgica. Il secondo obbiettivo è quello di allargare le applicazioni cliniche convenzionalmente disponibili. La terapia chirurgica convenzionale non è sempre efficace nel curare pazienti anziani o che soffrono di malattie quali il diabete, o non possono essere applicate perché il numero di cellule è troppo povero o è basso il loro potenziale di differenziamento o di proliferazione. In questo caso è possibile associare la tecnologia e la metodologia per promuovere la rigenerazione basata sul rinnovo cellulare endogeno. Il terzo obbiettivo è quello di sopprimere il deterioramento o il progredire di malattie, promuovendo artificialmente il potenziale cellulare per indurre la rigenerazione. Per esempio, nella fibrosi cronica (fibrosi polmonare, cirrosi, cardiomiopatia e nefriti croniche), il tessuto in eccesso fibrotico è dato daN’aumento di fibre collagene e fibroblasti che danneggiano le naturali funzioni nel sito della malattia. Se questo tessuto può essere digerito o indebolito usando categorie di farmaci diversi, e addizionalmente può essere aumentato il naturale potenziale delle cellule circostanti sfruttando biomateriali con rilascio di proteine diverse, ci si può aspettare un deterioramento o rallentamento della malattia in un modo fisiologico e naturale. Stesso approccio può essere adottato per rinforzare le pareti dell’aneurisma, inserendo una spirale a rilascio di fattori trofici che aumentano la proliferazione delle cellule nella parete vascolare.
Per tanto, l’idea base della terapia di rigenerazione è quella di sfruttare il naturale potenziale di rigenerazione nel paziente stesso, velocizzandolo e migliorandolo artificialmente usando biomateriali in combinazione e non con il rilascio di proteine di natura e funzione diversa. Il biomateriale gioca un ruolo fondamentale nel sostituire e creare sostituti della matrice extracellulare (l’ambiente naturale nel quale sono immerse le cellule all’Interno di un tessuto) e nel sistema di rilascio di molecole bioattive per aumentare l’attività biologica cellulare.
I biomateriali hanno natura e struttura diversa; possono essere materiali sintetici e naturali, come polimeri, ceramiche, metalli o derivanti da una delle loro associazioni. Tra questi, i metalli e le ceramiche, fatta eccezione per il carbonato di calcio e il fosfato tricalcico, non sono biodegradabili, a differenza di alcuni polimeri. Il termine “biodegradabile” è definito come il fenomeno dove un biomateriale è degradato o solubilizzato da un qualsiasi processo corporeo per scomparire dal sito di impianto. Di solito, i polimeri sintetici sono degradati per idrolisi, mentre i polimeri naturali sono degradati enzimaticamente.
Le due tipologie di biomateriale presentano una serie di caratteristiche vantaggiose e svantaggiose per lo scopo rigenerativo: i polimeri sintetici sono più facilmente modificabili per migliorare le loro caratteristiche chimico-fisiche, sono più facilmente lavorabili, si trovano più in abbondanza ma sono più costosi rispetto ai naturali. Sono generalmente più idrofobici e resistenti meccanicamente e ciò li rende anche più difficilmente biodegradabili, aumentando, a volte, la probabilità di insorgenza di risposte infiammatorie o immunitarie. Fanno parte di questa categoria il silicone (non biodegradabile), l’acido polilattico, poliglicolico, poliuretano e il policaprolattone (tutti biodegradabili). Viceversa, i polimeri naturali sono più difficilmente lavorabili e modificabili (anche se si può usare un procedimento di cross-linkaggio per migliorarne le caratteristiche chimico-fisicomeccaniche), sono meno abbondanti ma meno costosi. Sono generalmente più idrofilici, tendono quindi a biodegradare ed essere poco tossici e immunoreattivi. Fanno parte di questa categoria il collagene, la gelatina, la fibrina, l’acido ialuronico, il chitosano, la chitina e l’agarosio e gli alginati. Solitamente si tenta di ottimizzare e bilanciare le caratteristiche di entrambe le tipologie di biomateriali combinandoli insieme per ottenere un biomateriale ibrido.
Spinto da un enorme bisogno clinico, l'interesse per la rigenerazione dei tessuti è diventato un obiettivo primario della ricerca scientifica nel campo dell'ingegneria tissutale. Sono stati fatti sforzi notevoli nel corso degli ultimi due decenni per cercare alternative efficaci agli innesti autogeni o ai trapianti sfruttando anche la terapia farmaceutica in aggiunta alla chirurgia. La medicina rigenerativa affronta queste problematiche ad alto impatto sulla pratica clinica; infatti i traumi sono spesso causa di perdita di sostanza negli organi/tessuti recisi e quindi una riparazione diretta non è possibile, e l'innesto o il trapianto è necessario per ripristinare il recupero anatomico e funzionale. Anche se i trapianti autoioghi hanno dimostrato di essere un metodo di riparazione eccellente e sono stati ampiamente utilizzati per ripristinare molti organi cilindrici (ossa, nervi, vene, arterie, linfatico, i condotti biliari e del pancreas), materiali alternativi sia naturali che sintetici sono stati ideati e impiegati con successo nella pratica clinica. L'impiego di tessuto di derivazione umana per innesti per riparare organi cilindrici ha sollevato alcune limitazioni dovute all'efficacia e disponibilità di questo tipo di innesti.
Al di là delle proprietà dei singoli materiali, che siano naturali o sintetici, questi dovrebbero essere selezionati e/o combinati in maniera tale da poter fabbricare una struttura 3D, che presenti una serie di caratteristiche per supportare al meglio la rigenerazione dei tessuti.
Un biomateriale sintetico conosciuto è l'alcool polivinilico (PVA, dall’inglese golyvinyl alcohol) che è stato descritto in diverse pubblicazioni, come per esempio: Baker M. I., Walsh S. P., Schwartz Z., Boyan B. D. (2012) in “A review of polyvinyl alcohol and its uses in cartilage and orthopedic applications" , J. Biomed. Mater. Res. B Appi. Biomater. 100(5):1451-7; Paradossi G., Cavalieri F., Chiessi E., Spagnoli C., Cowman M. K. (2003) in “Poly(vinyl alcohol) as versatile biomaterial for potential biomedicai applications", J. Mater. Sci. Mater. Med. 14(8):687-91 ; Daly W., Yao L., Zeugolis D., Windebank A., Pandi† A. (2012) in “A biomaterials approach to peripheral nerve regeneration: bridging thè peripheral nerve gap and enhancing functionai recovery" , J. R. Soc. Interface. 9(67):202-21 ; and de Ruiter G. C., Malessy M. J., Yaszemski M. J., Windebank A. J., Spinner R. J. (2009), in “ Designing ideal conduits for peripheral nerve repair", Neurosurg. Focus. 26(2):E5. Inoltre altri autori di interesse sono: Burczak K., Rosiak J. (1994), “Polymeric materiale for biomedicai purposes obtained by radiation methods. V. hybrid artificial pancreas”, Polim. Med. 24(1-2):45-55; Noguchi T., Yamamuro T., Oka M., Kumar P., Kotoura Y., Hyon S., Ikada Y. (1991 ) in “Poly(vinyl alcohol) hydrogel as an artificial articular cartilage: evaluation of biocompatibility”, J. Appi. Biomater. 2(2): 101-7; Sarti B., Scandola M. (1995) in “Viscoelastic and thermal properties of collagen/poly( vinyl alcohol) biends”, Biomaterials 16(10):785-92.
II PVA è un polimero sintetico inerte, non biodegradabile con eccellenti proprietà adesive, emulsionanti e di “film forming” normalmente in vendita sottoforma di polvere. E’ inoltre elastico, molto resistente meccanicamente, stabile a temperatura ambiente, biocompatibile, idrofilico, biostabile, flessibile e a basso coefficiente di frizione. È anche resistente ad oli, grassi e solventi. Non è permeabile ai gas. È inodore e atossico. Ha alta resistenza alla trazione e flessibilità. Tuttavia queste proprietà dipendono dal grado di umidità; più alta è l’umidità più elevata è la quantità di acqua assorbita. L'acqua, che agisce come plastificante, può ridurre la sua resistenza alla trazione. Ha un punto di fusione a circa 230°C ma tende a decomporsi rapidamente oltre i 200°C. Il PVA è un polimero atattico in quanto le configurazioni degli atomi di carbonio recanti il gruppo ossidrilico si alternano casualmente. Esso presenta zone di elevata cristallinità essendo i gruppi ossidrilici abbastanza piccoli da trovare posto nel reticolo senza disturbarlo. Si presenta come un solido bianco.
Il PVA è utilizzato in medicina per costituire drenaggi, tubi e protesi vascolari, nervose, ossee e cartilaginee, in contattologia quale agente lubrificante per lenti a contatto e nell'industria tessile per l'incollaggio di fibre naturali.
Gli idrogel di PVA sono stati ampiamente studiati e ne sono state confermate le eccellenti proprietà meccaniche e la biocompatibilità. Inoltre, ha caratteristiche viscoelastiche simili a quelle dei tessuti molli umani che possono essere modulate regolando il contenuto d'acqua nel gel durante il processo produttivo.
L’ alcool polivinilico è un polimero sintetico, con eccellenti proprietà elastiche e di resistenza meccanica. Al momento, per la rigenerazione dei nervi periferici, a conoscenza degli inventori c'è solo una protesi di PVA, Salubridge<®>, commercializzata da Salumedica, anche se non è riassorbibile (infatti, Salubridge<®>è l'unica protesi nervosa commercializzata ad essere non biodegradabile).
Per natura, il PVA, come molti altri biomateriali sintetici, presenta svantaggiosamente una bassa tendenza alla biodegradazione, essendo idrofobico e molto meccanicamente resistente portando ad una serie di problematiche per la rigenerazione tissutale, quali infiammazione cronica o risposta immunitaria avversa. In più, il PVA è poco adatto aN’uso in sistemi DDS.
Presentazione dell'invenzione
Lo scopo della presente invenzione è superare i suddetti svantaggi e in particolare fornire un biomateriale idoneo alla produzione di protesi che abbia una biodegradabilità equilibrata idonea alla sostituzione completa della protesi con un tessuto naturale e che presenti dei gruppi chimici di attacco in grado di attaccare e rilasciare sostanze ausiliari, in particolare proteine. In più, è scopo della presente invenzione proporre vie semplici per modificare biomateriali noti per conferirgli possibilmente una controllabile biodegradabilità e la possibilità di attaccare in forma reversibile delle sostanze ausiliarie (cioè in forma idonea al rilascio delle sostanze), questo con caratteristiche del biomateriale che lo rendono idoneo per la produzione di dispositivi medici, in particolare protesi, come per esempio la biocompatibilità.
Un altro obiettivo dell’invenzione è quello di sviluppare un sistema di DDS che permette di attaccare delle proteine terapeutiche diverse, che saranno rilasciate (con diversi profili cinetici) per esempio al fine di migliorare e accelerare la rigenerazione dei tessuti e degli organi. Gli scopi prima ricordati e altri che verranno meglio evidenziati in seguito sono raggiunti da un biomateriale come descritto nella prima rivendicazione, cioè un biomateriale per dispositivi medici, in particolare protesi, che comprende un polimero poliolico con una pluralità di gruppi idrossilici di cui una parte è stata trasformata tramite un’ossidazione in gruppi carbonilici.
La reazione di ossidazione dei gruppi idrossilici od ossidrilici, formando dei gruppi carbonilici, i quali alterando la struttura chimicofisica del materiale ne favoriscono una maggior degradazione, necessaria ai fini della sostituzione completa della protesi con un tessuto naturale. Con gruppi carbonilici s’intendono in primo luogo gruppi chetonici, ma comprendono anche gruppi aldeidici.
La modificazione della struttura polimerica del polimero, ossidandolo, al fine di renderlo biodegradabile ha provocato un migliore utilizzo di esso in chirurgia.
In una variante vantaggiosa dell’invenzione, il polimero poliolico è un alcool polivinilico (vedi formula I).
L’alcool polivinilico è portatore di una pluralità di gruppi idrossilici che con una ossidazione possono facilmente essere trasformati in gruppi carbonilici risultando in un polimero biodegradabile, dotabile con sostanze ausiliari.
Vantaggiosamente, la biodegradabilità è regolabile attraverso il grado di ossidazione.
Particolarmente vantaggiosi, soprattutto per l’uso nel campo delle protesi, sono biomateriali secondo l’invenzione in cui sono stati trasformati in gruppi carbonilici almeno lo 0,2 mol%, più preferibilmente almeno lo 0,3 mol% dei gruppi idrossilici. Già un basso grado di ossidazione permette di associare delle sostanze al polimero che dopo sono rilasciabili in un sistema DDS. Già un grado d’ossidazione dello 0,3 mol% aumenta notevolmente la biodegradabilità rispetto a un PVA non o meno ossidato.
Vantaggiosamente, il tasso di degradazione del biomateriale secondo l’invenzione determinato in vitro in soluzioni di DMEM F12 (Dulbecco’s Modified Eagle Medium, miscela nutrienti F12) additivato di FBS (sero bovino fetale) o in soluzioni di PBS (tampone fosfato salino) raggiunge dopo 90 giorni almeno il 45 % nel caso di DMEM/FBS o almeno il 60% in caso di PBS. Preferibilmente i campioni testati sono dischi essenzialmente quadrati con un’area di ca. 1 cm<2>, un’altezza di ca. 2 mm e un peso compreso fra i 0,035 e i 0,065 g.
Vantaggiosamente, la perdita assoluta in peso del biomateriale secondo l’invenzione determinata in vitro in soluzioni di PBS (tampone fosfato salino) raggiunge dopo 6 mesi almeno il 60 %. In soluzioni DMEM F12 (Dulbecco’s Modified Eagle Medium, miscela nutrienti F12) additivato di FBS (sero bovino fetale), la relativa perdita di peso dopo 6 mesi è inferiore e corrisponde a ca. il 29 - 30%.
Preferibilmente, il biomateriale secondo l’invenzione presenta un punto di fusione determinato con calorimetria differenziale a scansione non superiore ai 222°C, vantaggiosamente non superiore ai 215°C. Vantaggiosamente, il biomateriale secondo l’invenzione ha un grado di cristallinìtà determinato con calorimetria differenziale a scansione non superiore al 25%, preferibilmente non superiore al 18%. Preferibilmente, il biomateriale secondo l’invenzione presenta un carico di snervamento non superiore allo 0,06 /- 0,02 MPa. Preferibilmente il biomateriale secondo l’invenzione presenta un carico di rottura non superiore allo 0,15 /- 0,02 MPa, preferibilmente non superiore allo 0,07 /- 0,02 MPa. Vantaggiosamente, il biomateriale secondo l’invenzione presenta una deformazione alla rottura non superiore allo 162 /- 18 %, preferibilmente non superiore allo 78 /- 15%. Per informazioni sui metodi applicati per la determinazione dei valori suddetti si fa riferimento alla parte sperimentale.
Preferibilmente, il grado di ossidazione è scelto in modo tale che il tempo di biodegradazione: trova un giusto equilibrio fra una degradazione non troppo veloce per permettere una rigenerazione strutturale e funzionale soddisfacente, e una degradazione non troppo lenta per evitare fenomeni di infiammazione cronica o risposta immunitaria.
La modifica chimica presente nel biomateriale secondo l’invenzione, non soltanto introduce un tasso di degradazione notevole, ma crea gruppi chimici di attacco, e successivo rilascio, per esempio proteine diverse (da scegliere a seconda dell’utilizzo del biomateriale). La parziale carica elettrostatica dei nuovi gruppi originatisi dall’ossidazione, permette l'interazione e il rilascio di proteine diverse, trasformando il biomateriale in un Drug Delivery System (DDS). La reazione in questione è una ossidoriduzione chimica dovuto all’utilizzo di un reagente ossidante, per esempio il permanganato di potassio, in un ambiente acido, dovuto per esempio all’utilizzo di acido perclorico. Tramite la stechiometria, usando una determinata quantità di agente ossidante si forma una quantità controllabile di gruppi carbonilici (derivanti dai gruppi ossidrilici ossidati).
Il grado di ossidazione, cioè il mol% dei gruppi idrossilici trasformati in gruppi carbonilici è vantaggiosamente determinato tramite analisi quantitativa di spettroscopia UV/Vis dopo la derivatizzazione del polimero con agenti noti nel settore, in particolare con 2,4-dinitrofenilidrazina (DNFH). Nel caso di DNFH, la misurazione dell’assorbanza avviene preferibilmente a 375 nm. Preferibilmente, nella determinazione del grado d’ossidazione si segue il metodo standard descritto in letteratura di Levine et al. (Levine R. L., Garland D., Oliveri C. N., Amici A., Climent I., Lenz A. G., Ahn B. W., Shaltier S., Stadtman E. R. (1990) in “Determination of carbonyl content in oxidatively modified proteins", Methods. Enzymol. 186: 464-78).
In una variante preferita dell’invenzione, il biomateriale secondo l’invenzione viene ottenuto tramite l’ossidazione del polimero poliolico con un agente ossidante, preferibilmente permanganato di potassio. Sono ipotizzabili ossidazioni con altri agenti ossidanti noti nel settore per la trasformazione di gruppi idrossilici in gruppi carbonilici. Nel caso di permanganato si lavora preferibilmente in ambiente acido. Un acido idoneo è per esempio HCI04. Vantaggiosamente, il rapporto stechiometrico tra la pluralità di gruppi idrossilici e l’agente ossidante viene scelto in modo tale che corrisponda alla trasformazione teorica di almeno ΙΊ mol%, preferibilmente di almeno il 2 mol% dei gruppi idrossilici di detto polimero poliolico.
In una variante vantaggiosa dell’invenzione, la suddetta trasformazione teorica è compresa fra 1 % e 3%, preferibilmente corrisponde a circa 2%. Generalmente, si può dire che un elevato grado di ossidazione fornisce più gruppi di attacco per sistemi DDS e risulta in un’elevata biodegradabilità. Aumentando il grado di ossidazione si nota una ridotta stabilità meccanica. Considerando queste tendenze, l’esperto può scegliere il grado di ossidazione in base alle sue esigenze. Nel caso della protesi fatta di biomateriale secondo l’invenzione, sarà più importante avere una stabilità meccanica elevata e questo anche per le esigenze durante la sua produzione con una biodegradazione più lenta idonea alla rigenerazione tissutale; nel caso di sistemi DDS la stabilità meccanica è meno importante e spesso sarà desiderata un’elevata biodegradabilità e un numero elevato di gruppi d’attacco.
Vantaggiosamente, il biomateriale è preparato per promuovere l’adesione, la proliferazione ed il differenziamento delle cellule all’interno del paziente. Preferibilmente, si ricorre all’immobilizzazione di proteine e/o al rilascio di molecole segnale per favorire l’adesione e la risposta cellulare. Così può essere migliorata ulteriormente la sua capacità rigenerativa. Vantaggiosamente, il rilascio di determinate molecole pro-rigenerative, così come la loro durata di efficacia è controllata. Il biomateriale secondo l’invenzione è stato ìngegnerizzato e costruito per poter portare tali materiali ausiliari all’interno del sito di lesione, per proteggerle dalla distruzione causata dall’ambiente interno e per poter favorire un rilascio costante nel tempo.
Vantaggiosamente, il biomateriale comprende al suo interno già delle cellule con alto potenziale rigenerativo, come per esempio le cellule staminali. In questo caso, le cellule possono essere ingegnerizzate e manipolate per aumentare la loro attività basale. Una protesi realizzato con il biomateriale secondo l’invenzione, in questo caso, come anche nei casi precedenti, rappresenta una struttura di isolamento di quello che vi è all’interno (filler, biomolecole varie, cellule ecc) proteggendolo dagli attacchi enzimatici deN’ospite.
A questo proposito, in una variante molto vantaggiosa dell’invenzione, il biomateriale secondo l’invenzione, in particolare il polimero poliolico parzialmente ossidato, è dotato di una o più sostanze ausiliari, scelte fra sostanze che promuovono la proliferazione e/o la differenziazione di cellule, sostanze per il nutrimento cellulare, sostanze che sopprimono il deterioramento di tessuti organici, sostanze che promuovono la rigenerazione naturale e sostanze che curano malattie, proteine, farmaci oppure cellule. Sostanze ausiliarie di particolare importanza sono proteine. Vantaggiosamente, dette sostanze ausiliarie o cellule sono legate al polimero in modo tale che siano rilasciabili all’interno di un corpo umano, di animale o anche vegetale. Questa rilasciabilità (cioè l’attacco reversibile delle sostanze al polimero) permette l’uso del biomateriale secondo l’invenzione in un “drug-delivery-system”. La scelta delle sostanze ausiliarie è determinata dalle esigenze mediche presenti.
Molto vantaggioso è il rilascio di proteine come Drug Delivery System (DDS) e quindi la capacità di rilasciare, con determinate cinetiche (dipendenti dalla modifica chimica, ma anche dalla quantità legata e dal peso della proteina di interesse) proteine di natura diversa, per scopi diversi, in un arco temporale anche superiore ai 7 giorni.
Vantaggiosamente, per i diversi tessuti che si vogliono rigenerare, è utile poter regolare la biodegradabilità, ciò che può essere realizzato tramite il grado di ossidazione introdotto. Il biomateriale secondo l’invenzione, presenta una biodegradabilità, ovvero capacità del tutto non convenzionale per un biomateriale sintetico, di poter degradare, in tempi ottimali per la rigenerazione tissutale, in sottoprodotti non tossici ed eliminabili dall’organismo.
Vantaggiosamente, il biomateriale secondo l’invenzione da utilizzare come protesi presenta una resistenza meccanica media. Con una resistenza troppo bassa, il biomateriale tenderebbe a deformarsi o a collassare su se stesso, mentre se la resistenza meccanica è troppo alta, il biomateriale tenderebbe ad essere rigido, e quindi aumenta la probabilità di fessurazione e rotture di superficie, nonché crea una compressione sul tessuto in via di rigenerazione, danneggiando il tessuto stesso.
La struttura chimica, in quanto il biomateriale secondo l’invenzione, dopo modifica fisico-chimica del polimero poliolico di partenza, presenta caratteristiche necessarie per il suo specifico uso come biomateriale in dispositivi medici o come portatore di farmaco (drug carrier): il biomateriale è inerte, come testimoniato da una prova in vivo di 1 anno, nel quale il PVA modificato, impiantato come sostituto vascolare in un ratto, ha mimato il tessuto aortico addominale, risultando né tossico, né pro-infiammatorio. La posizione e la durata dell’esperimento sottolineano inoltre altre caratteristiche di base meccaniche e biologiche, quali elasticità, flessibilità, resistenza a pressioni diverse, biocompatibilità, biostabilità, idrofilia e basso coefficiente di frizione.
In una variante vantaggiosa dell’invenzione, il biomateriale è combinato con almeno un altro tipo di materiale, per esempio un altro polimero, un metallo o una ceramica, per formare un biomateriale ibrido che è in grado di unire le caratteristiche diverse di materiali diversi.
In una variante dell’invenzione, nel caso di protesi cilindrici e protesi per tessuti “pieni”, come il nervo, il biomateriale, in particolare una conduttura di biomateriale prodotta con questo biomateriale, è riempita con un “filler". Il filler serve per dare un sostegno trofico e strutturale al tessuto in via di rigenerazione, aumentando la qualità e velocità della rigenerazione stessa. Preferibilmente, i filler sono strutturati anch’essi per supportare la rigenerazione di uno specifico tessuto. Possono essere spugne porose, nanofibre elettricamente orientate, e opzionalmente con cellule o molecole pro-rigenerative al loro interno.
Un altro aspetto dell'invenzione riguarda un portatore di farmaco che comprende il biomateriale secondo l'invenzione. Il farmaco può per esempio essere insulina. In questo caso il biomateriale può essere a forma di microsfere o gel iniettabile. Un rilascio controllato dell’insulina nel tempo evita ripetute iniezioni da parte del paziente. Un altro aspetto dell’invenzione concerne un dispositivo medico che comprende il biomateriale secondo l’invenzione. Nel decreto legislativo italiano n. 46 del 1997 un dispositivo medico è definito come "uno strumento, un apparecchio, un impianto, una sostanza, o altro prodotto usato da solo o in combinazione, compreso il software informatico impiegato per il suo corretto funzionamento, e destinato dal fabbricante ad essere impiegato nell'uomo a scopo di: diagnosi, prevenzione, controllo, terapia, o attenuazione di una malattia; diagnosi, controllo, terapia, attenuazione o compensazione di una ferita o di un handicap; studio, sostituzione o modifica dell'anatomia o di un processo fisiologico; intervento sul concepimento". Si legge ancora che un dispositivo medico non deve esercitare la sua "azione principale nel o sul corpo umano con mezzi farmacologici o immunologici, né mediante processo metabolico", anche se la sua funzione può essere "coadiuvata da tali mezzi".
Molto vantaggiosamente, il dispositivo medico è una protesi. Il biomateriale secondo l’invenzione per le sue caratteristiche chimiche, biochimiche e meccaniche è particolarmente idoneo per essere utilizzato per la produzione di protesi.
Preferibilmente, la protesi ha forma tubolare. La forma tubolare la rende idonea per essere utilizzata per sostituire nervi, vasi sanguigni, vasi linfatici o dotti biliari.
In altre varianti preferite dell’invenzione, la protesi è una spugna, per esempio per la preparazione di pelle artificiale; in un’altra variante ancora la protesi consiste in cuffie discoidali per il tessuto osseo. In un’altra variante dell’invenzione il biomateriale è a forma di gel. In un’altra variante ancora, il biomateriale è a forma di microsfere. Le microsfere e il gel hanno il vantaggio di essere iniettabili. L’elenco delle forme di protesi è solo esemplare.
A seconda del tessuto lesionato, il biomaterìale dovrà avere una specifica forma, del tutto simile a quella del tessuto/organo che si vuole rigenerare. Il biomateriale secondo l’invenzione può essere realizzata in qualsiasi forma. Vantaggiosamente, la protesi ha la forma per imitare al meglio la forma del tessuto originale.
Vantaggiosamente, il biomateriale e le protesi con esso prodotte sono porosi. La porosità del biomateriale favorisce che le cellule a contatto con il biomateriale si infiltrino, proliferino e differenzino; e la vascolarizzazione, lo scambio di cellule, nutrienti e fattori prorigenerative da fuori a dentro la struttura e l’eliminazione di sostanze di scarto e crea delle nicchie di accumulo cellulare e molecolare, oltre a presentare una superficie maggiore al degrado. Il biomateriale secondo l’invenzione è biocompatibile e si comporta come la matrice extracellulare originaria. Una volta che è indotto il processo di rigenerazione, le cellule presenti andranno a ricostituire la matrice extracellulare all’interno del biomateriale stesso.
Un ulteriore aspetto dell’invenzione riguarda un kit che comprende un dispositivo medico secondo l’invenzione e una o più sostanze ausiliari, scelte fra sostanze che promuovono la proliferazione e/o differenziazione di cellule, sostanze che sopprimono il deterioramento di tessuti organici, sostanze che promuovono la rigenerazione naturale, sostanze per il nutrimento cellulare e sostanze che curano malattie, cellule, farmaci oppure proteine.
Un ulteriore aspetto dell’invenzione riguarda un metodo per la produzione di un dispositivo medico, in particolare una protesi, che comprende le seguenti fasi:
(a) messa a disposizione di un polimero poliolico;
(b) ossidazione di detto polimero poliolico per trasformare una parte dei gruppi idrossilici in gruppi carbonilici;
(c) realizzare dal polimero ottenuto in fase (b) un dispositivo medico, in particolare una protesi.
Preferibilmente, il prodotto ottenuto nella fase (b) viene purificato per liberarlo da sali e/o molecole a basso peso molecolare. La purificazione vantaggiosamente avviene tramite dialisi. Vantaggiosamente, segue una liofilizzazione.
Con metodi ben noti nello stato dell’arte di stampaggio, pressofusione, elettrofilatura, processi sol-gel, per nominarle solo alcuni, è possibile realizzare qualsiasi forma del dispositivo medico. L’idrogel di PVA ossidato può essere prodotto con la tecnica di congelamento-scongelamento (freeze-thawing) come descritto per esempio da Sh. R. Stauffer and N. A. Peppast in “ Poly(vinyl alcohol) hydrogels prepared by freezing-thawing cyclic processing Polymer, Voi. 33, Issue 18, (1992), pp. 3932-3936. Un rapporto preferito per la produzione dell’idrogel in presenza di polietilenglicoli corrisponde al 16 % in peso di PVA in acqua.
Un ultimo aspetto dell’invenzione concerne un metodo per la produzione di un biomateriale, che comprende le seguenti fasi:
(a) messa a disposizione di un polimero poliolico;
(b) ossidazione di detto polimero poliolico per trasformare una parte dei gruppi idrossilici in gruppi carbonilici;
(c) depurazione del prodotto ottenuto nella fase (b) per eliminare sali e/o sostanze a basso peso molecolare, preferibilmente tramite dialisi;
(d) opzionalmente dotazione del polimero con sostanze ausiliari scelte fra sostanze che promuovono la proliferazione e/o la differenziazione di cellule, sostanze per il nutrimento cellulare, sostanze che sopprimono il deterioramento di tessuti organici, sostanze che promuovono la rigenerazione naturale, sostanze che curano malattie, proteine, farmaci oppure cellule.
Le caratteristiche descritte per il biomateriale, per esempio il grado di ossidazione o la sua dotazione con sostanze ausiliarie, sono mutatis mutandis trasferibili ai metodi sopra descritti. Per entrambi i metodi il polimero preferito è alcool polivinilico. L’agente ossidante preferito è permanganato di potassio in soluzione acida.
La modifica chimica del polimero, in particolare del PVA, ha servito a implementare il biomateriale con delle caratteristiche ottimali per la rigenerazione tissutale, ovvero biodegradabilità e per il rilascio per esempio proteico, proprietà inconsuete per un biomateriale sintetico. Tale modifica è in grado di legare quantità elevate di sostanze ausiliarie, in particolare proteine, e a seconda della forma del biomateriale, ovvero della protesi prodotta con esso (biomateriali di forma diversa a secondo della forma dello stampo che viene utilizzata potranno essere impiegati per riparare tessuti di forma diversa), questo potrà essere impiantato o iniettato (microsfere di biomateriale, gel di biomateriale) nel sito specifico di lesione. Il biomateriale secondo l’invenzione può essere utilizzato in maniera polivalente come protesi e/o sistema DDS per un alto numero di tessuti differenti. Tale tecnologia trova applicazione neN’ambito biomedicale, come dispositivo medico, sia come protesi tissutale (tessuti di forma diversa a seconda dello stampo del materiale che viene utilizzato) e sia come dispositivo a rilascio di fattori per certe patologie (DDS per insulina, nel caso di diabete; eparina, nei soggetti a rischio di trombi o stenosi; fattori neurotrofici per rigenerazioni nervose o patologie neurodegenerative eco.).
Varianti dell’invenzione sono oggetto delle rivendicazioni dipendenti. La descrizione di preferiti esempi di esecuzione del biomateriale secondo l’invenzione viene data a titolo esemplificativo e non limitativo con riferimento alle allegate tavole di disegno.
Breve descrizione dei disegni
La fig. 1 mostra delle fotografie che documentano dei test di degradazione del biomateriale secondo l’invenzione in vitro statica;
la fig. 2 e 3 mostrano il profilo di degradazione del biomateriale secondo l’invenzione determinato con test in vitro dinamici in due soluzioni diverse;
la fig. 4 mostra il profilo della distribuzione delle grandezze delle particelle di campioni del biomateriale secondo l’invenzione determinato con la tecnica della diffusione dinamica della luce;
la fig. 5 mostra i risultati ottenuti per alcuni campioni del biomateriale secondo l’invenzione con la calorimetria differenziale a scansione (DSC; dall'inglese differential scanning calorimetry);
la fig. 6 mostra gli spettri di assorbimento del biomateriale secondo l’invenzione dopo derivatizzazione con 2,4-dinitrofenilidrazina; e la fig. 7 mostra in un grafico modulo vs. deformazione la risposta meccanica di campioni del biomateriale secondo l’invenzione sottoposti a una prova di trazione monoassiale.
Descrizione degli esempi di esecuzione
Di seguito si descrive per l’esempio del PVA come polimero poliolico la sua trasformazione in un prodotto parzialmente ossidato, in cui alcuni gruppi idrossilici sono trasformati in gruppi carbonilici, per l’ottenimento di un biomateriale secondo l’invenzione. La reazione di ossidoriduzione di PVA con permanganato di potassio in ambiente acido è la seguente:
Il rapporto stechiometrico è quindi di due ioni permanganato per ogni cinque gruppi ossidrilici di tipo secondario che vengono ossidati a gruppo carbonilico. Dovuto a reazioni collaterali, come la formazione di gruppi aldeidi con la dissociazione delle catene polimeriche oppure la formazione di acetali o semiacetali, non viene seguita la stechiometria ideale, ma con sperimenti empiriche si ottengono informazioni sulle quantità di ossidante da utilizzare per ottenere determinati gradi di ossidazione. Nella tabella 1 sono riportate le quantità di reattivi richieste per preparare un grammo di PVA ossidato al grado teorico voluto. Nel seguente i campioni di PVA nativo (cioè non ossidato) vengono contrassegnati con PVA N, i campioni ossidati al grado teorico di 0,5% di ossidazione con PVA 0X05, i campioni ossidati al grado teorico di 1 % di ossidazione con PVA 0X1 e i campioni ossidati al grado teorico di 2% di ossidazione con PVA 0X2.
Tabella 1
La tabella 1 riporta la denominazione dei campioni di PVA nativo e ossidati in studio e reagenti richiesti per ossidare 1 g di PVA alla percentuale di ossidazione nominale desiderata. L’analisi dei gruppi carbonilici all’UV permette poi (vedi sotto) di correlare il numero di gruppo carbonilici effettivi con la quantità di specie ossidante impiegata. Il PVA utilizzato presenta un peso molecolare di circa 124 186 kDa.
La procedura di ossidazione del PVA e recupero del materiale ossidato prevede le seguenti fasi:
(1) Dissoluzione del PVA in acqua deionizzata: il PVA che si presenta come polvere granulare bianca viene pesato e sospeso in acqua deionizzata in una bottiglia di vetro pirex a collo largo e munita di tappo. Il contenitore si pone in stufa a 95 - 100°C agitando di tanto in tanto per circa 2 ore in modo da ottenere una dissoluzione compieta e omogenea. Il flacone si toglie quindi dalla stufa e lo si lascia raffreddare a 25°C.
(2) Preparazione della soluzione di permanganato in acqua deionizzata: la quantità richiesta di permanganato di potassio viene pesata e sciolta accuratamente, agitando per alcuni minuti, in acqua deionizzata in ragione di 10 mg di sale per ogni mi di acqua.
(3) Aggiunta dell’acido perclorico alla soluzione di permanganato: dopo dissoluzione completa del permanganato alla soluzione intensamente colorata in viola vengono aggiunti cautamente i millilitri richiesti di acido perclorico al 70% e si agita rapidamente.
(4) Stadio di ossidazione del PVA: la soluzione acida del permanganato, subito dopo la preparazione, viene versata rapidamente e quantitativamente nel flacone contenente la soluzione di PVA. Il tappo viene chiuso immediatamente e si procede ad una energica agitazione. La soluzione viene quindi lasciata reagire fino a completa decolorazione in un bagno termostatato a 30°C. Dopo l'aggiunta della soluzione viola di permanganato al PVA il colore della miscela vira in pochi minuti al marrone per poi lentamente schiarire fino a decolorarsi completamente nel giro di 60 - 90 minuti.
(5) Dialisi contro acqua deionizzata: la soluzione incolore viene versata in tubo da dialisi con membrana avente cut-off 8000 Dalton e dialìzzata contro 4 litri di acqua deionizzata eseguendo cambi regolari ogni 6 ore e per 4 volte. L’acqua viene mantenuta sotto costante agitazione mediante ancoretta ed agitatore magnetico.
(6) Liofilizzazione del PVA ossidato: completata la dialisi il contenuto del tubo viene versato su contenitori tipo Petri di materiale plastico (polistirene) in modo da ottenere uno spessore del liquido di circa 3-4 mm; successivamente i contenitori vengono posti in freezer a -18°C e, a congelamento completato, posti in liofilizzatore. Generalmente la liofilizzazione si completa nel giro di 12-15 ore e lascia un materiale bianco di aspetto fibroso e satinato.
Per avere un campione di PVA “nativo”, siglato PVA N, da usarsi come bianco nei confronti dei PVA ossidati si è proceduto a sottoporre una adeguata quantità del polimero commerciale alla procedura sopra riportata con la sola variante dell'essenza del permanganato.
La fig. 1 mostra delle fotografie che documentano dei test di degradazione del biomateriale secondo l’invenzione in vitro statica. Del PVA nativo, cioè non ossidato, come campione di confronto e del PVA ossidato a due gradi diversi (1% e 2%) sono stati preparati dei dischi (diametro ca. 3,8 cm, altezza ca. 2mm). I dischi delle tre tipologie sono stati messi a contatto, in soluzione, nel primo caso con terreno DMEM F12 (Dulbecco’s Modified Eagle Medium, miscela nutrienti F12) addizionato al 15% di siero fetale bovino (FBS dall’inglese fetal bovine serum) per mimare una condizione il più simile possibile all’ambiente corporeo e nel secondo caso con una soluzione salina fosfato (tampone fosfato salino; PBS dall’inglese jDhosphate buffered saline) in un incubatore a 37°C. Le soluzioni sono state cambiate periodicamente (1 volta al mese). Sono state fatte delle foto dei dischi dopo 1 , 2, 4 e 6 mesi. Nella figura 1 si vedono, rispettivamente da sinistra verso destra, PVA N, PVA 0X1 e PVA 0X2. Dall’alto verso il basso si notano i dischi fotografati dopo 1 , 2, 4 e 6 mesi, in ogni gruppo mensile la riga superiore si riferisce ai campioni in DMEM/FBS e la riga inferiore ai campioni in PBS. Nelle prove di degradazione statiche è stato valutato visivamente il grado di degradazione del materiale nel tempo per quanto riguardava la formazione di pori o assottigliamento del materiale. Da queste prove non si possono ricavare dati quantitativi, ma solo qualitativi in cui si può osservare soprattutto nel caso del PVA 0X2 una maggior propensione a formare fori, in maniera però indistinta tra la condizione in DMEM F12/FBS e PBS.
Le soluzioni di DMEM/F12 e PBS utilizzate corrispondono alle seguenti composizioni:
DMEM/F12: si tratta di una miscela 1 :1 dì soluzione DMEM e di soluzione F-12 di Ham ( 1 X. GIBCO® 11039) e comprende L-glutammina, 15 mM FIEPES (acido 4-2-idrossietil-1-piperaziniletansolfonico), 1% amminoacidi non essenziali, 1 % anti-fungino.
PBS: La soluzione utilizzata è PBS - 10x e comprende 80 g di NaCI (concentrazione finale 1 ,37 M), 2 g di KCI (concentrazione finale 27 mM), 11 ,5 g di Na2HP04-7Fl20 (concentrazione finale 81 mM; in alternativa si possono usare 80 mi da una soluzione 100 mM), 2,59 g di KFI2PO4(concentrazione finale 19 mM, in alternativa si possono usare 20 mi da una soluzione 100 mM) e viene portata a un litro con acqua demineralizzata/distillata e a un pH di 7,4. La soluzione viene poi diluita 10 volte per usarla alla concentrazione 1X.
La fig. 2 e la figura 3 mostrano il profilo di degradazione del biomateriale secondo l'invenzione determinato con test in vitro dinamici in due soluzioni diverse. Per i test in vitro dinamici, frammenti (di simili dimensioni e simili pesi) essenzialmente quadrati con una lunghezza dei lati di ca. 1 cm e un’altezza di circa 2 mm delle tre tipologie di materiale di cui alla figura 1 (PVA nativo, PVA OX1 e PVA OX2) sono stati messi in contenitori Eppendorf sempre nelle soluzioni già utilizzate per i test statici (nel caso della figura 2 in DMEM F12/FBS e nel caso della figura 3 in PBS). Il peso iniziale di ogni frammento corrispondeva a ca. 0,035 - ca. 0,065 g. Per ogni campione è stato utilizzato un frammento. Passato un determinato periodo (punti sperimentali), i frammenti sono stati prelevati, disidratati e pesati. Si è confrontato il peso dei frammenti con i relativi pesi dei punti sperimentali precedenti e anche con il campione di PVA nativo che non è stato messo a degradare in maniera da avere una differenza di peso, espressa in percentuale, in funzione del tempo trascorso. Rispetto al campione di PVA nativo e al campione di PVA OX1 , il PVA 0X2 presenta un tasso di degradazione chiaramente più alto.
La fig. 4 mostra il profilo della distribuzione delle grandezze delle particelle di campioni del biomateriale secondo l'invenzione determinato con la tecnica della diffusione dinamica della luce con uno strumento Malvern, Zetasizer, Nano Series. L’esperimento indica il raggio idrodinamico delle particelle che compongono i polimeri. AH’aumentare dell’ossidazione tale raggio (diametro) diminuisce come testimoniato dallo shift della curva del PVA 0X2 rispetto alle curve per i campioni PVA 0X1 e PVA N. Il picco di PVA 0X2 presenta un valore Z-average di ca. 77,63 nm. Il mezzo disperdente utilizzato è acqua a 25°C, il suo indice di rifrazione è 1 ,330 e la viscosità 0,8872 cP. L’area sottesa alla curva, invece, indica il grado di dispersione di tali particelle all’interno dei polimeri. Lo shift osservato indica una parziale decomposizione del polimero durante l’ossidazione.
La fig. 5 mostra i risultati ottenuti per alcuni campioni del biomateriale secondo l’invenzione con la calorimetria differenziale a scansione (DSC; dall’inglese diffe rential scanning calorimetry) effettuata con uno strumento Perkin Elmer Pyris 1. Si possono ricavare dai dati misurati i valori per i punti di fusione e il grado di cristallinità. La seguente tabella 2 riassume i valori determinati:
Tabella 2
Il grado di cristallinità è stato calcolato considerando un valore di ΔΗ pari a 138,6 J/g per un campione di PVA 100% cristallino (Hassan C. M., Stewart J. E., Peppas N. A. (2000) in “Diffusional characteristics of freeze/thawed poly(vinyl alcohol) hydrogels: applications to protein controlled release from multilaminate devices”, Eur. J. Pharm. Biopharm. 49(2):161-5; Millon L. E., Mohammadi H., Wan W. K. (2006) in “ Anisotropie polyvinyl alcohol hydrogel for cardiovascular applications", J. Biomed. Mater. Res. B Appi. Biomater. 79(2):305-11.) e non considerando il ΔΗ relativo al contenuto di acqua residua. La modifica chimica introdotta con l’ossidazione incide sul grado di cristallinità del materiale e quindi sul suo punto di fusione: aN’aumentare dell’ossidazione vengono sottratti gruppi ossidrilici (a favore della formazione di gruppi C=0) e quindi si riducono i legami idrogeno e la relativa cristallinità del polimero in esame. I picchi stretti indicano il punto di fusione della parte più cristallina del polimero, mentre i picchi più “a campana” indicano il range di fusione della parte più amorfa del materiale.
La fig. 6 mostra gli spettri di assorbimento del biomateriale secondo l’invenzione dopo derivatizzazione con 2,4-dinitrofenilidrazina. La derivatizzazione con 2,4-dinitrofenilidrazina è un metodo usuale nel campo della spettroscopia UV per rendere “visibile” gruppi carbonilici (chetone e aldeidi). La lunghezza d’onda di riferimento per determinare la presenza di gruppi carbonilici si trova a 375 nm.
Per effettuare le misure UV/Vis sono, di volta in volta, stati pesati 10 mg di PVA N, PVA 0X05, PVA 0X1 e PVA 0X2 e disciolti in 1 mi di acqua a 100°C. Sono stati aggiunti 5 mi di reattivo DNFH 10 mM (40 mg in 20 mi di acido cloridrico 2,5 M) e si è lasciato reagire al buio per 16 ore in rotazione mediante dispositivo LabQuake. Le quattro soluzioni PVA DNFH sono state sottoposte a dialisi in 4 sacchetti aventi un cut-off di 8000 Da e contro 4 cambi di 4 litri ciascuno di ammonio acetato 0,05 M. Le soluzioni sono state riprese dai sacchetti e sono state diluite fino a 25 mi con lo stesso tampone dell’ultima dialisi. Gli spettri di assorbenza sono stati effettuati usando uno spettrometro Jasco mod V630 e cuvette in quarzo Suprasil® aventi percorso ottico di 1 ,000 cm. L’estinzione molare del derivato fenilidrazonico è di 22,000 I x (mol x cm)<"1>a 375 nm come riportato in letteratura (Levine R. L., Garland D., Oliveri C. N., Amici A., Climent I., Lenz A. G., Ahn B. W., Shaltier S., Stadtman E. R. (1990) in “ Determination of carbonyl content in oxidatively modified proteins”, Methods. Enzymol. 186: 464-78).
All’aumentare dell’ossidazione aumenta l’assorbimento dei campioni agli UV indicando la crescente presenza di gruppi carbonilici.
La tabella 3 riassume i dati sperimentali della spettroscopia d’assorbimento indicando valori per il grado di ossidazione nei vari campioni.
Tabella 3
La fig. 7 mostra in un grafico modulo vs. deformazione la risposta meccanica di campioni del biomateriale secondo l'invenzione sottoposti a una prova di trazione monoassiale. Sono stati creati dei scaffolds tubolari (diametro ca. 4mm, lunghezza ca. 10 cm). Considerate forma, natura e dimensioni dei campioni testati non è stato possibile testare i campioni secondo standard ASTM o ISO. Tuttavia, le proprietà meccaniche sono state valutate fino al punto di rottura tramite test di rottura monoassiale a 5mm/min usando una macchina da test universale equipaggiata con 100 N cella di carico (Lloyd LRX). Sono stati quindi tagliati longitudinalmente i campioni originali, e le parti derivate sono state testate. Le misure sono state eseguite a condizioni ambientali standard subito dopo aver tirato fuori il campione dalla soluzione PBS dov’era conservato. Sono stati testati campioni di PVA N, PVA OX1 e PVA 0X2. Come è evidente, la modifica chimica incide sulla resistenza meccanica dei biomateriali. Con l’aumento del grado di ossidazione diminuisce la resistenza meccanica a valori favorevoli per evitare infiammazione cronica o risposta immunitaria avversa per gli scopi di utilizzare il biomateriale in scaffolds. La tabella 4 riassume i dati sperimentali della prova a trazione:
Tabella 4
Uno spettro<13>C-NMR del campione PVA 0X2 in acqua deuterata (D20) mostra un segnale piccolo (data la bassa concentrazione dei gruppi carbonilici all’Interno del polimero) nel campo carbonilico (ca.
179 ppm), ci sono anche piccoli segnali nel campo degli acetali/semiacetali (attorno ai 99 ppm). Evidenti sono i segnali metilenici (CH2) e metinici (CH).
In fase esecutiva, al biomateriale, al dispositivo medico, al portatore di farmaco, al kit e ai metodi oggetto dell’invenzione potranno essere apportate ulteriori modifiche o varianti esecutive non descritte. Qualora tali modifiche o tali varianti dovessero rientrare neN’ambito delle rivendicazioni che seguono, si dovranno ritenere tutte protette dal presente brevetto.
Claims (11)
- RIVENDICAZIONI 1 ) Biomateriale per dispositivi medici, in particolare protesi, comprendente un polimero poliolico con una pluralità di gruppi idrossilici di cui una parte è stata trasformata tramite un’ossidazione in gruppi carbonilici.
- 2) Biomateriale secondo la rivendicazione 1 , caratterizzato dal fatto che detto polimero poliolico è un alcool polivinilico.
- 3) Biomateriale secondo la rivendicazione 1 o 2, caratterizzato dal fatto che sono stati trasformati in gruppi carbonilici almeno lo 0,2 mol%, preferibilmente almeno lo 0,3 mol% dei gruppi idrossilici.
- 4) Biomateriale secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, caratterizzato dal fatto che detto biomateriale viene ottenuto tramite l’ossidazione di detto polimero poliolico con un agente ossidante, preferibilmente permanganato di potassio, in cui il rapporto stechiometrico tra la pluralità di gruppi idrossilici e l’agente ossidante viene preferibilmente scelto in modo tale che corrisponda alla trasformazione teorica di almeno 1 mol%, preferibilmente di almeno il 2 mol% dei gruppi idrossilici di detto polimero poliolico.
- 5) Biomateriale secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, caratterizzato dal fatto che detto polimero è dotato di una o più sostanze ausiliari, scelte fra sostanze che promuovono la proliferazione e/o la differenziazione di cellule, sostanze per il nutrimento cellulare, sostanze che sopprimono il deterioramento di tessuti organici, sostanze che promuovono la rigenerazione naturale, sostanze che curano malattie, proteine, farmaci oppure cellule.
- 6) Biomateriale secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, caratterizzato dal fatto che il tasso di degradazione del biomateriale secondo l’invenzione determinato in vitro in soluzioni di DMEM F12, Dulbecco’s Modified Eagle Medium, miscela nutrienti F12, additivato di sero bovino fetale (FBS) o in soluzioni di tampone fosfato salino (PBS) raggiunge dopo 90 giorni almeno il 45 % nel caso di DMEM/FBS o almeno il 60% in caso di PBS.
- 7) Portatore di farmaco comprendente il biomateriale secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 1 a 6.
- 8) Dispositivo medico comprendente il biomateriale secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 1 a 6 in cui il dispositivo medico è preferibilmente una protesi, più preferibilmente una protesi di forma tubolare.
- 9) Kit comprendente un dispositivo medico secondo la rivendicazione 8 e una o più sostanze ausiliari, scelte fra sostanze che promuovono la proliferazione e/o la differenziazione di cellule, sostanze per il nutrimento cellulare, sostanze che sopprimono il deterioramento di tessuti organici, sostanze che promuovono la rigenerazione naturale, sostanze che curano malattie, proteine, farmaci oppure cellule.
- 10) Metodo per la produzione di un dispositivo medico, in particolare una protesi, comprendente le seguenti fasi: (a) messa a disposizione di un polimero poliolico; (b) ossidazione di detto polimero poliolico per trasformare una parte dei gruppi idrossilici in gruppi carbonilici; (c) realizzare dal polimero ottenuto in fase (b) un dispositivo medico, in particolare una protesi.
- 11) Metodo per la produzione di un biomateriale, comprendente le seguenti fasi: (a) messa a disposizione di un polimero poliolico; (b) ossidazione di detto polimero poliolico per trasformare una parte dei gruppi idrossilici in gruppi carbonilici; (c) depurazione del prodotto ottenuto nella fase (b) per eliminare sali e/o sostanze a basso peso molecolare, preferibilmente tramite dialisi; e (d) opzionalmente dotazione del polimero con sostanze ausiliari scelte fra sostanze che promuovono la proliferazione e/o la differenziazione di cellule, sostanze per il nutrimento cellulare, sostanze che sopprimono il deterioramento di tessuti organici, sostanze che promuovono la rigenerazione naturale, sostanze che curano malattie, proteine, farmaci oppure cellule.
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