RO132753B1 - Structuri tridimensionale pe bază de hidroxiapatită şi poliuretan-diol, obţinute prin tehnica 3d printing - Google Patents

Description

Invenția se referă la obținerea unor structuri tridimensionale pe bază de hidroxiapatită și poliuretan-diol prin tehnica 3D printing, care pot fi utilizate la fabricarea implanturilor oculare cu porozitate interconectată.

Este cunoscut, din cererea de brevet MX 2016005397 (A), un implant ocular intraorbitar, care să permită umplerea spațiului lăsat liber prin îndepărtarea globului ocular al unei persoane, prevenind absorbția în țesuturile înconjurătoare, și permițând stabilitatea acestei cavități pe termen lung. Acest implant ocular inventat nu este poros, facilitând îndepărtarea ulterioară în situațiile în care se cere acest lucru. Implantul este realizat din ciment osos polimerizat, cu dioxid de zirconiu ca material de contrast, și colorant E141, pentru o mai bună vizualizare în timpul operației chirurgicale, și monitorizare post-chirurgicală timpurie, dar și pe termen lung.

De asemenea, este cunoscut, din cererea de brevet CN 105770988 (A), un material ceramic biologic pentru repararea osului, fabricat prin metoda 3D printing, din p-TCP, hidroxiapatită și acid polilactic (PLA) cu masa moleculară 100000-120000, viscozitatea între 0,79 dL/g și 0,84 dL/g, porozitatea structurii tridimensionale fiind 70...90%, și latura unui pătrat care formează grila între 100 și 300 pm.

Este cunoscută, din brevetul WO 2016/012583, o formulă de sinteză a unui material hibrid printabil, pe bază de carboximetil chitosan (CMC) și polifosfat (polyP). Cei doi polimeri sunt legați prin intermediul ionilor de calciu. Materialul CMC-PolyP în combinație cu alginatul este biocompatibil, biodegradabil și util pentru 3D printing și 3D cell printing (bioprinting).

Ingineria țesuturilor este un domeniu interdisciplinar care combină cunoștințele cercetătorilor despre celule, biomateriale și factori biochimici adecvați pentru crearea unei structuri sintetice care să permită creșterea și regenerarea de țesuturi noi [J. D. Sipe, Reparative medicine: growing tissues and organs, 961, (2002), 1-9]. Această structură artificială, cunoscută sub numele de scaffold, ar trebui să fie obținută dintr-un biomaterial adecvat, și fabricată astfel încât să imite structura fizică și chimică a țesutului gazdă [Q. Chen, A. Boccaccini, H. Zhang, D. Wang, M. Edirisinghe, J. Am. Ceram. Soc. 89, (2006), pag. 15341539, S. C. Cox, J. A. Thornby, G. J. Gibbons, M. A.Wiiliams, K. K. Mallick, Materials Science and Engineering C, 47, (2015), pp. 237-247],

Osul spongios are o structură poroasă atât în volum, cât și la suprafață, cu pori interconectați care permit migrarea celulelor, vascularizarea și creșterea țesutului nou [R. Z. Legeros, S. Lin, R. Rohanizadeh, D. Mijares, J. P. Legeros, J. Mater. Sci. Mater. Med., 14, (2003), 201-209, A. G. Mikos, G. Sarakinos, M. D. Lyman, D. E. Ingber, J. P. Vacanti, R. Langer, Biotechnol. Bioeng., 42, (1993), pag. 716-723, D. J. Mooney, D. F. Baldwin, N. P. Suh, J. P. Vacanti, R. Langer, Biomaterials 17, (1996), pp. 1417-1422], în linii mari, metodele de fabricare a structurilor de tip scaffold pot fi grupate în tehnici convenționale (de exemplu, foaming, salt leaching și emulsification) [A. Butscher, M. Bohner, S. Hofmann, L. Gauckler, R. Muller, Acta Biomaterialia, 7, (2011), 907-920] și tehnici de tip Additive Layer Manufacturing (ALM) sau fabricație aditivă.

Principalul dezavantaj al metodelor convenționale este faptul că acestea nu permit producerea scaffoldurilor poroase cu un control complet al parametrilor geometrici, cum ar fi dimensiunea porilor, obținerea porilor interconectați, dimensiunea și porozitatea materialului [A. Butscher, M. Bohner, S. Hofmann, L. Gauckler, R. Muller, Acta Biomaterialia, 7, (2011), 907-920],

Metodele ALM permit utilizatorilor construirea materialelor 3D cu diferite niveluri de complexitate, ceea ce este deosebit de avantajos atunci când se încearcă mimarea structurii fizice a osului.

RO 132753 Β1

Pentru a putea fi utilizat la fabricarea scaffoldurilor pentru aplicații medicale, materialul 1 ales trebuie să îndeplinească următoarele condiții:

1) să fie biocompatibil;3

2) să aibă o suprafață adecvată din punct de vedere chimic pentru atașarea, proliferarea și diferențierea celulelor;5

3) să fie tridimensional și suficient de poros, cu o rețea de pori interconectați care să permită creșterea celulelor, un flux de transport al substanțelor nutritive și deșeurilor metabolice; 7

4) să aibă proprietăți mecanice care să corespundă cu cele ale țesutului în care va fi implantat [A. Butscher, M. Bohner, S. Hofmann, L. Gauckler, R. Mul Ier, Acta Biomaterialia,9

7, (2011), 907-920],

Pe lângă aceste condiții, parametrii procesului de fabricare a materialului pentru structuri 11 3D trebuie optimizați astfel încât să asigure biocompatibilitate maximă, osteoconductivitate și proprietăți mecanice suficient de bune. 13 în funcție de principiul de funcționare, sistemele ALM au fost clasificate în trei subgrupe:

(1) sisteme pe bază de laser, (2) sisteme pe bază de imprimare, și (3) sisteme pe bază de 15 extrudare [S. J. Hollister, Nat. Mater., 4, (2005), 518-524, S. M. Giannitelli, P. Mozetic, M.

Trombetta, A. Rainer, Acta Biomaterialia 24 (2015), pp. 1-11]. 17 în prezent, conform standardului ISO/ASTM52900-15, există șapte categorii de procese tip ALM: Binder Jetting, Directed Energy Deposition, Material Extrusion, Material Jetting, 19 Powder Bed Fusion, Sheet Lamination și Vat Photopolymerization.

Diferite tehnici Rapid Prototyping (RP), cum ar fi selective laser sintering (SLS) [Duan 21

B., Wang M., Zhou W. Y., Cheung W. L., Li Z. Y., Lu W. W. Acta Biomater 2010;6, pag. 4495-505, Tan K. H., Chua C. K., Leong K. F., Cheah C. M., Cheang P., Abu Bakar M. S., 23 et al. Biomaterials, 2003;24:3115-23], fused deposition modelling (FDM) [ Yefang Z., Hutmacher D. W., Varawan S. L., Meng L. T., Int J Oral Max Surg 2007;36:137-45] și 25 precision extrusion deposition (PED)[ Shor L., Guceri S., Wen X. J., Gandhi M., Sun W.

Biomaterials 2007;28:5291-5297], au fost utilizate pentru fabricarea compozitelor prin 27 combinarea polimerilor ca poli (hidroxibutirat-co-hidroxivalerat), poli(L-lactidă) (PLLA) și policaprolactonă (PCL), cu diferite faze de fosfat de calciu, cum ar fi hidroxiapatita carbonatată, 29 hidroxiapatită și β-fosfat tricalcic [A. Nandakumar, C. Cruz, A. Mentink, Z. T. Birgani, L.Moroni, C. van Blitterswijk, P. Habibovic, Acta Biomaterialia 9 (2013), pp. 5708-5717]. 31 Denumită și Bioprinting prin extruziune, bioprintarea poate fi definită ca o metodă spațială de depunere stratificată a unui material biologic (sau suport pentru materialul biologic), pe baza 33 unui model computerizat, strat-cu-strat, cu ajutorul unui sistem CAD-CAM. Structura modelului computerizat poate fi modificată și rearanjată odată cu trecerea fiecărui strat, astfel încât să se 35 obțină un model final complex ce imită structura tisulară. Versatilitatea tehnologiei permite adoptarea unui număr nelimitat de combinații de materiale în vederea extruziunii, în acest mod 37 asigurându-se posibilitatea dezvoltării de modele tridimensionale unice, adaptate de la caz la caz. Tehnologia de bioprinting prin extruziune este o combinație între un sistem robotic 39 automatizat, controlat de un software, și un sistem de distribuție prin extruziune a materialului în structura 3D personalizată. Acest procedeu asigură rapiditate, dar și integritate structurală 41 datorată sistemului de depunere continuă computerizată. Modelele 3D pot fi obținute, generate, importate și exportate de pe orice sistem CAD, inclusiv pe baza datelor obținute din sisteme de 43 imagistică medicală de tip CT-computertomograf și/sau RMN-Rezonanță Magnetică Nucleară. Spre deosebire de alte procedee de fabricație aditivă, bioprintingul prin extruziune nu necesită 45 cantități mari de energie, și este o metodă prietenoasă cu mediul.

RO 132753 Β1

Tehnica 3D printing a fost utilizată pentru fabricarea unor structuri 3D de tip scaffold, pe bază de hidroxiapatită și diferiți polimeri organici, precum copolimerul poli(L-lactidă-co-glicolidă) (PLGA) [T. D. Roy, J. L. Simon, J. L. Ricci, E. D. Rekow, V. P. Thompson, J. R. Parsons,

J. Biomed.Mater. Res. A 66A, (2003), 283-291], alcoolul polivinilic (APV) [S. C. Cox, J. A. Thornby, G. J. Gibbons, M. A.WiIliams, K. K. Mallick, Materials Science and Engineering C, 47, (2015), 237-24], colagen [J. A. Inzana, D. Olvera, S. M. Fuller, J. P. Kelly, O. A. Graeve, E. M. Schwarz, S. L. Kates, H. A. Awad, Biomaterials 35, (2014), pp. 4026-4034], polimerul comercial PEO/PBT [A. Nandakumar, C. Cruz, A. Mentink, Z. T. Birgani, L. Moroni,

C. van Blitterswijk, P. Habibovic, Acta Biomaterialia 9 (2013), 5708-5717], Combinațiile care necesită utilizarea de solvenți organici ca liant, de exemplu, PLGA și β-TCP legat cu cloroform [T. D. Roy, J. L. Simon, J. L. Ricci, E. D. Rekow, V. P. Thompson, J. R. Parsons, J. Biomed.Mater. Res. A 66A, (2003), pp. 283-291], prezintă un dezavantaj intrinsec deoarece există întotdeauna riscul de a găsi reziduuri toxice de solvent în structura 3D [A. Butscher, M. Bohner, S. Hofmann, L. Gauckler, R. Miiller, Acta Biomaterialia, 7, (2011), 907-920].

Pentru a obține structuri de fosfat de calciu cât mai rigide și robuste prin 3D printing, s-au utilizat lianți de tipul acid citric, acid fosforic, acid tartaric, însă această metodă s-a dovedit a fi dezavantajoasă pentru ingineria țesuturilor. Zhou și colab au utilizat un amestec de hidroxiapatită cu sulfat de calciu, raport HAp:CaSO₄ = 25:75 (procente de greutate), pentru fabricarea scaffoldurilor prin 3D printing. într-un studiu recent, J. Inzana și colab. au obținut un scaffold din material compozit pe bază de fosfat de calciu și colagen, prin metoda 3D printing la temperaturi joase. în acest scop, s-a utilizat ca liant acid fosforic în proporție de 5...20%, iar Tween 80 a fost adăugat ca surfactant non-citotoxic în proporție de 0,25% în soluția de liant. S-a stabilit concentrația optimă a soluției de liant (8,75%) pentru care citocompatibilitatea și rezistența mecanică sunt maximizate, și cantitatea necesară de surfactant (Tween 80) pentru îmbunătățirea printării. De asemenea, colagenul a fost dizolvat în prealabil în soluția de liant, pentru a îmbunătăți și mai mult fabricarea compozitelorfosfatdecalciu-colagen prin 3D printing. în 2013, A. Nandakumar și colab. au raportat obținerea a două tipuri de scaffold pe bază de compozit polimer-hidroxiapatită, prin depunere 3D cu ajutorul unui Bioplotter. S-a utilizat PolyActive™ (PA), un copolimer comercial de poli(etilen-oxid-tereftalat)/poli(butilen-tereftalat) (PEO/PBT).

în prima variantă, s-au extrudat filamente compozite polimer-ceramică având raportul de masă dorit (maximum 15% HAp). Acestea au fost utilizate ca material pentru fabricarea scaffoldului cu ajutorul Bioplotterului. în cea de-a doua variantă, s-au obținut scaffolduri de polimer prin depunere 3D, în timp ce particulele ceramice au fost fabricate sub formă de coloane, prin sinterizarea pastei ceramice cu ajutorul stereolitografiei. Cele două componente au fost apoi asamblate manual prin presarea HAp în porii scaffoldului polimer, creând astfel materialul compozit. Această metodă de depunere 3D cu ajutorul Bioplotterului permite fabricarea scaffoldurilor cu controlul porozității, dimensiunii porilor, interconectivității și orientării fibrelor între straturile succesive (la 45 sau 90°). Metoda a fost utilizată cu succes pentru fabricarea scaffoldurilor polimerice pentru ingineria țesuturilor (cartilaj și defecte osteocartilaginoase) [Woodfield TBF, Malda J., de Wijn J., Peters F., Riesle J., van Blitterswijk C. A., Biomaterials 2004; voi. 25: pp. 4149-4161]. Deși este o tehnică foarte versatilă, fabricarea scaffoldurilor din compozite polimer-ceramice este dificilă, din cauza viscozității ridicate a pastei polimer-ceramice, care poate duce la înfundarea duzelor. Pe lângă afectarea procesului de fabricare și prelucrabilitate, aceste fenomene limitează cantitatea de ceramică ce poate fi încorporată în scaffold, deși aceasta determină osteoconductivitatea și osteoinductivitatea materialelor compozite.

RO 132753 Β1

Spre deosebire de compozițiile prezentate anterior, pentru depunerea structurilor de tip 1 scaffold prin 3D printing, în care hidroxiapatita și polimerul organic sunt sintetizate separat, sau de proveniență comercială, și apoi amestecate cu un liant în vederea obținerii pastei pentru 3 printare prin extruziune, prezenta invenție se referă la obținerea structurilor tridimensionale pornind de la pulberi hibride nanostructurate, pe bază de hidroxiapatită și poliuretan-diol, 5 sintetizate in situ hidrotermal, în condiții de presiuni înalte (1000 bar) și temperaturi joase (100°C), uscate cu ajutorul spray dryer-ului. Ί

Problema tehnică pe care urmărește să o rezolve invenția, așa cum reiese din prezentarea descrierii și a revendicării, constă în realizarea unor structuri tridimensionale prin 9 tehnica 3D printing, pornind de la pulberi hibride nanostructurate, pe bază de hidroxiapatită și poliuretan-diol cu structură chimică omogenă și morfologie controlată printr-un procedeu 11 hidrotermal simplu.

Avantajele procedeului de sinteză hidrotermală la presiuni înalte și temperaturi joase 13 constau în:

- consum scăzut de energie, prin aplicarea presiunii foarte mari (energia consumată 15 pentru a crește temperatura cu 5 unități este egală cu cea necesară pentru a crește presiunea cu 4000 de unități în sistem); 17

- valoarea negativă a AV (AV = Z(V/Z)(j) - Z(V/Z)(i), unde i = reactant și j = produs de reacție); deplasarea echilibrului chimic către compușii cu cel mai mic volum; 19

- îmbunătățirea reactivității chimice;

- sinteza într-o singură etapă a materialelor nanocristaline, fără necesitatea unui 21 tratament termic ulterior;

- păstrarea structurii nealterate a polimerului, datorită temperaturii joase de reacție 23 (100°C);

- tehnologie prietenoasă cu mediul, ecologică, în autoclavă închisă, fără degajarea unor 25 compuși toxici.

Obținerea structurilor tridimensionale pe bază de hidroxiapatită și poliuretan-diol, 27 conform invenției, se referă la tehnica 3D printing la temperatura camerei, utilizând ca lianți polimeri comerciali solubili în apă. Structurile 3D astfel obținute pot fi utilizate la fabricarea 29 implanturilor oculare cu porozitate interconectată, necesară vascularizării acestora.

Prin aplicarea invenției, se înlătură dezavantajele materialelor utilizate anterior pentru 31 obținerea pastei, prin aceea că materialele propuse sunt constituite din hidroxiapatită și poliuretan-diol într-un raport de greutate de 4:1, iar particulele sunt sferice, având diametrul de 33 0,5...8 pm. Datorită acestui raport de greutate și polimerilor comerciali utilizați ca lianți, cantitatea totală de hidroxiapatită încorporată în scaffold nu este atât de mare încât să determine 35 înfundarea duzelor. încorporarea poliuretanului încă din timpul sintezei, și uscarea cu ajutorul spray-dryer-ului favorizează extruziunea pastei și formarea unei structuri 3D rigide, cu duritatea 37 necesară aplicației medicale (implant ocular fixat cu șuruburi de titan).

Figurile atașate prezintă micrografiile SEM ale unei pulberi hibride pe bază de 39 hidroxiapatită și poliuretan-diol, având raportul de greutate 4:1.

Pentru realizarea structurilor3D conform invenției, se poate utiliza poliuretan-diol corner- 41 cial în sinteza hidrotermală a pulberilor hibride. Procesul de sinteză a pulberilor nanostructurate hibride are loc în condiții hidrotermale, la temperaturi cuprinse între 25 și 120°C (de preferință 43

80...100°C) și presiuni în intervalul 1000...3000 bar (de preferință 1000-2000 bar). Materialul hibrid astfel obținut se usucă în spray-dryer la temperaturi cuprinse între 100 și 300°C (de 45 preferință 100...150°C). Pulberea rezultată se amestecă mecanic cu lianți comerciali (Mowiflex și Baymedix FD 103), în proporții bine definite, pentru obținerea unei paste ce poate fi utilizată 47 ulterior, pentru depunere 3D printing prin extruziune cu ajutorului sistemului BioScaffolder.

RO 132753 Β1

Se prezintă, în continuare, două exemple nelimitative de realizare a invenției, fără ca acestea să limiteze utilizarea acestui procedeu în domeniul tehnic propus.

Exemplul 1

Se amestecă 5 g pulbere hibridă nanostructurată pe bază de hidroxiapatită (HAp) și 5 poliuretan diol (PU) (având raportul de greutate Hap:PU = 4:1) cu 8,8 ml Mowiflex soluție 20%, și 0,5 ml Baymedix FD 103, soluție 57%. Se depune pe un suport de plexiglas, cu ajutorul 7 sistemului 3D BioScaffolder, un cub cu latura de 2 cm, utilizând o duză cu diametrul 0,4 mm, lungimea duzei 31 mm și grosimea stratului 80% din diametrul duzei. Unghiul de rotație între 9 două straturi succesive este de 90°, și distanța între firele extrudate este de 1,3 mm. Viteza de deplasare a capului de depunere este de 400 mm/min.

Exemplul 2

Se amestecă 5 g pulbere hibridă nanostructurată, pe bază de hidroxiapatită (HAp) și 13 poliuretan-diol (PU) (având raportul de greutate Hap:PU = 4:1) cu 8,8 ml Mowiflex soluție 20%.

Se depune pe un suport de plexiglas, cu ajutorul sistemului 3D BioScaffolder, un cub cu latura 15 de 2,5 cm, utilizând o duză cu diametrul 0,8 mm, lungimea duzei 31 mm și grosimea stratului 80% din diametrul duzei. Unghiul de rotație între două straturi succesive este de 90°, și distanța 17 între firele extrudate este de 1,3 mm. Viteza de deplasare a capului de depunere este de 400 mm/min.

Claims (1)

1. Structuri tridimensionale, pe bază de hidroxiapatită și poliuretan-diol, realizate prin 3 tehnica 3D printing, caracterizate prin aceea că sunt constituite dintr-un amestec de pulberi hibride nanostructurate, pe bază de hidroxiapatită și poliuretan-diol, într-un raport în greutate 5 hidroxiapatită:poliuretan-diol de 4:1, sub formă de particule sferice, cu diametrul de 0,5...8 pm, cu lianți uzuali, rezultând o pastă utilizată pentru depunerea pe un suport cu un echipament 3D, 7 prin extruziune, sub formă de cub cu latura de 2...2,5 cm.