RO135973A0

RO135973A0 - 3d printed structures based on nanostructured hydroxyapatite from rapana thomassiana and collagen

Info

Publication number: RO135973A0
Application number: ROA202200279A
Authority: RO
Inventors: Sînziana Luminiţa Istrate; Dorel Pietreanu; Matei-Eugen Vasile; Andrei-Victor Marinescu; Diana Popescu; Laura Mădălina Cursaru; Maria Eliza Puscasu; Roxana Mioara Piticescu; Cherecheanu Daniela-Alina Popa
Original assignee: Inosearch S.R.L.
Priority date: 2022-05-23
Filing date: 2022-05-23
Publication date: 2022-09-30

Abstract

The invention relates to a process for manufacturing 3D printed structures based on nanostructured hydroxyapatite and collagen used in bio-engineering for manufacturing ocular implants or prostheses. According to the invention, the process consists of the in-situ hydrothermal synthesis starting from nanostructured hybrid powders based on natural hydroxyapatite from the Rapana Thomasianna shell and collagen, at pressures of 1000 bars and temperatures of 100°C, followed by drying, mixing the powder with commercial grade binders, for the formation of a paste for printing by extrusion, resulting in biocompatible three-dimensional structures with full control of the geometrical parameters, in the form of a cube with a side of 2 cm.

Description

STRUCTURI 3D PRINTATE PE BAZĂ DE HIDROXIAPATITĂ NANOSTRUCTURATA DIN RAPANA THOMASSIANA ȘI3D PRINTED STRUCTURES BASED ON NANOSTRUCTURED HYDROXYAPATITE FROM RAPANA THOMASSIANA AND

COLAGENCOLLAGEN

Invenția se referă la obținerea unor structuri 3D printate având la baza o pasta de hidroxiapatită și colagen ce pot fi utilizate la fabricarea defectelor osoase orbitale sau proteze oculare ce prezintă o porozitate interconectată.The invention refers to obtaining 3D printed structures based on a paste of hydroxyapatite and collagen that can be used in the manufacture of orbital bone defects or ocular prostheses that present an interconnected porosity.

O cerere de brevet din Mexic se referă la 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. Implantul 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 [MX 2016005397 A, 08.06.2016, Spherical intraorbitary implant]. Implanturile de ciment au însă dezavantajul greutății ridicate si a frecării țesuturilor înconjurătoare ceea ce poate creste frecvența extruziei postchirurgicale.A patent application from Mexico concerns an intraorbital eye implant that would allow the space left by removing a person's eyeball to be filled, preventing absorption into the surrounding tissues and allowing for long-term stability of this cavity. The invented ocular implant is non-porous, facilitating subsequent removal in situations where this is required. The implant is made of polymerized bone cement, with zirconium dioxide as contrast material and E141 dye for better visualization during surgery and early and long-term post-surgical monitoring [MX 2016005397 A, 08.06.2016, Spherical intraorbital implant]. However, cement implants have the disadvantage of high weight and friction of the surrounding tissues, which can increase the frequency of post-surgical extrusion.

Bio-ingineria este un domeniu multidisciplinar, care își propune să combine cunoștințele cercetătorilor in materie de microbiologie, biologie celulara, biomateriale și factori biochimici adecvați pentru crearea unei structuri sintetice care să permită creșterea și regenerarea de țesuturi noi [1].Bio-engineering is a multidisciplinary field, which aims to combine the knowledge of researchers in microbiology, cell biology, biomaterials and biochemical factors suitable for the creation of a synthetic structure that allows the growth and regeneration of new tissues [1].

Teoretic, aceasta structură artificială care se comporta ca un schelet pe care sa se producă creșterea celulara si proliferarea vasculara ar trebui să fie obținută dintr-un biomaterial adecvat și fabricată astfel încât să imite structura fizică și chimică a țesutului uman [2, 3].Theoretically, this artificial structure that behaves like a skeleton on which to produce cell growth and vascular proliferation should be obtained from a suitable biomaterial and manufactured in such a way as to mimic the physical and chemical structure of human tissue [2, 3].

Osul uman are o structură poroasă numita sistem Haversian cu pori interconectați care permit migrarea celulelor, vascularizarea și creșterea țesutului nou [4-6].Human bone has a porous structure called the Haversian system with interconnected pores that allow cell migration, vascularization and new tissue growth [4-6].

în linii mari, metodele de fabricare a structurilor de tip „schela” pot fi grupate în tehnici convenționale (de ex. foaming, salt leaching si emulsification) [7] și tehnici de tip Additive Layer Manufacturing (ALM) sau Fabricație aditivă.Broadly speaking, the methods of manufacturing "scaffold" type structures can be grouped into conventional techniques (e.g. foaming, salt leaching and emulsification) [7] and Additive Layer Manufacturing (ALM) techniques.

Principalul dezavantaj al metodelor convenționale este faptul că acestea nu permit producerea de schele poroase cu un control complet al parametrilor geometrici, cum ar fiThe main disadvantage of conventional methods is that they do not allow the production of porous scaffolds with complete control of geometrical parameters such as

RO 135973 AO dimensiunea porilor, obținerea porilor interconectați, dimensiunea și porozitatea materialului [7]·RO 135973 AO pore size, obtaining interconnected pores, material size and porosity [7]·

In ultimii zece ani, metodele ALM au stârnit o atenție considerabilă din partea cercetătorilor, deoarece 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.In the past ten years, ALM methods have attracted considerable attention from researchers because they allow users to construct 3D materials with different levels of complexity, which is particularly advantageous when trying to mimic the physical structure of bone.

Pentru a putea fi utilizat la fabricarea schelelor pentru aplicații medicale, materialul ales trebuie să îndeplinească următoarele condiții: 1) să fie biocompatibil; 2) să aibă o suprafață adecvată din punct de vedere chimic pentru atașarea, proliferarea și diferențierea celulelor; 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; 4) să aibă proprietăți mecanice care să corespundă cu cele ale țesutului în care va fi implantat [7]. Pe lângă aceste condiții, parametrii procesului de fabricare ai materialului pentru structuri 3D trebuie optimizați astfel încât să asigure biocompatibilitate maximă, osteoconductivitate, elasticitate similara cu a osului și proprietăți mecanice suficient de bune.In order to be used in the manufacture of scaffolds for medical applications, the chosen material must meet the following conditions: 1) be biocompatible; 2) have a chemically adequate surface for cell attachment, proliferation, and differentiation; 3) be three-dimensional and sufficiently porous, with a network of interconnected pores to allow cell growth, a transport flow of nutrients and metabolic wastes; 4) to have mechanical properties that correspond to those of the tissue in which it will be implanted [7]. In addition to these conditions, the manufacturing process parameters of the material for 3D structures must be optimized so as to ensure maximum biocompatibility, osteoconductivity, bone-like elasticity and sufficiently good mechanical properties.

In 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 extruz/ duze [8, 9].Depending on the operating principle, ALM systems have been classified into three subgroups: (1) laser-based systems, (2) printing-based systems, and (3) extruder/nozzle-based systems [8, 9] .

în prezent, conform standardului ISO/ASTM52900-15, există șapte categorii de procese tip ALM: Binder Jetting, Directed Energy Deposition, Material Extrusion, Material Jetting, Powder Bed Fusion, Sheet Lamination și Vat Photopolymerization.currently, according to the ISO/ASTM52900-15 standard, there are seven categories of ALM-type processes: Binder Jetting, Directed Energy Deposition, Material Extrusion, Material Jetting, Powder Bed Fusion, Sheet Lamination and Vat Photopolymerization.

[ISO / ASTM52900-15, Standard Terminology for Additive Manufacturing - General Principles-Terminology, ASTM International, West Conshohocken, PA, 2015, www.astm.org1[ISO / ASTM52900-15, Standard Terminology for Additive Manufacturing - General Principles-Terminology, ASTM International, West Conshohocken, PA, 2015, www.astm.org1

Diferite tehnici Rapid Prototyping (RP), cum ar fi selective laser sintering (SLS) [10,11], fused deposition mode l ling (FDM) [12] și precision extrusion deposition (PED) [13], au fost utilizate pentru fabricarea compozitelor prin combinarea polimerilor ca poli (hidroxibutiratco-hidroxivalerat), poli(L-lactidă) (PLLA), și policaprolactonă (PCL) cu diferite faze de fosfat de calciu, cum ar fi hidroxiapatită carbonatată, hidroxiapatită și β-fosfat tricalcic [14].Various Rapid Prototyping (RP) techniques, such as selective laser sintering (SLS) [10,11], fused deposition mode l ling (FDM) [12] and precision extrusion deposition (PED) [13], have been used to fabricate composites by combining polymers such as poly(hydroxybutyrateco-hydroxyvalerate), poly(L-lactide) (PLLA), and polycaprolactone (PCL) with different calcium phosphate phases, such as carbonate hydroxyapatite, hydroxyapatite, and tricalcium β-phosphate [14] .

Denumită și Bioprînting prin extruziune”, bioprintarea poate fi definită ca o metodă spațialăAlso called Extrusion Bioprinting”, bioprinting can be defined as a spatial method

RO 135973 AO de depunere stratificată a unui material biologic (sau suport pentru materialul biologic), pe baza unui model computerizat, strat-cu-strat, cu ajutorul unui sistem CAD-CAM.RO 135973 AO of layered deposition of a biological material (or support for the biological material), based on a computer model, layer-by-layer, with the help of a CAD-CAM system.

Structura modelului computerizat poate fi modificată și rearanjată odată cu trecerea fiecărui strat, astfel încât să se 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 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 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 datorată sistemului de depunere continuă computerizat. Modelele 3D pot fi obținute, generate, importate și exportate de pe orice sistem CAD, inclusiv pe baza datelor obținute din sisteme de imagistică medicală de tip CT-computer tomograf și/sau RMNRezonanță Magnetică Nucleară. Spre deosebire de alte procedee de fabricație aditivă, bioprintingul prin extruziune nu necesită cantități mari de energie și este o metodă prietenoasă cu mediul.The structure of the computerized model can be modified and rearranged with the passage of each layer, so as to obtain a complex final model that mimics tissue structure. The versatility of the technology allows the adoption of an unlimited number of material combinations for extrusion, thus ensuring the possibility of developing unique three-dimensional models, adapted from case to case. Extrusion bioprinting technology is a combination of an automated, software-controlled robotic system and a material extrusion distribution system into the custom 3D structure. This process ensures speed but also structural integrity due to the computerized continuous deposition system. 3D models can be obtained, generated, imported and exported from any CAD system, including based on data obtained from medical imaging systems such as CT-Computer Tomograph and/or Nuclear Magnetic Resonance MRI. Unlike other additive manufacturing processes, extrusion bioprinting does not require large amounts of energy and is an environmentally friendly method.

Tehnica 3D printing a fost utilizată pentru fabricarea unor structuri 3D de tip „schelet” pe bază de hidroxiapatită și diferiți polimeri organici, precum copolimerul poli(L-lactidă-co-glicolidă) (PLGA) [15], alcoolul polivinilic (APV) [3], poliuretan diol [16], polimerul comercial PEO/PBT [14]. Combinațiile care necesită utilizarea de solvenți organici ca liant, de exemplu PLGA și β-TCP legat cu cloroform [15], prezintă un dezavantaj intrinsec deoarece există întotdeauna riscul de a găsi reziduuri toxice de solvent în structura 3D [7].The 3D printing technique has been used to fabricate 3D "skeleton" structures based on hydroxyapatite and different organic polymers, such as poly(L-lactide-co-glycolide) copolymer (PLGA) [15], polyvinyl alcohol (APV) [ 3], polyurethane diol [16], the commercial polymer PEO/PBT [14]. Combinations that require the use of organic solvents as a binder, for example PLGA and β-TCP bound with chloroform [15], present an intrinsic disadvantage because there is always the risk of finding toxic solvent residues in the 3D structure [7].

Pentru a obține structuri de fosfat de calciu cât mai rigide și robuste prin 3D printing, sau 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 [17] au utilizat un amestec de hidroxiapatită cu sulfat de calciu, raport HAp:CaSO4= 25:75 (procente de greutate) pentru fabricarea scaffoldurilor prin 3D printing. In 2013, A. Nandakumar și colab. [14] au raportat obținerea a două tipuri de scaffold pe bază de compozit polimerhidroxiapatită prin depunere 3D cu ajutorul unui Bioplotter. S-a utilizat Poly Active™ (PA), un copolimer comercial de poli(etilen-oxid-tereftalat)/poli(butilen-tereftalat) (PEO/PBT).In order to obtain the most rigid and robust calcium phosphate structures through 3D printing, binders such as citric acid, phosphoric acid, tartaric acid were used, but this method proved to be disadvantageous for tissue engineering. Zhou et al [17] used a mixture of hydroxyapatite with calcium sulfate, ratio HAp:CaSO4= 25:75 (percent by weight) for the fabrication of scaffolds by 3D printing. In 2013, A. Nandakumar et al. [14] reported obtaining two types of scaffold based on hydroxyapatite polymer composite by 3D deposition using a Bioplotter. Poly Active™ (PA), a commercial poly(ethylene oxide terephthalate)/poly(butylene terephthalate) (PEO/PBT) copolymer, was used.

In prima variantă, s-au extrudat filamente compozite polimer-ceramică cu raportul deIn the first variant, polymer-ceramic composite filaments were extruded with the ratio of

RO 135973 AORO 135973 AO

3o masă dorit (maxim 15% HAp). Aceastea au fost utilizate ca material pentru fabricarea scaffoldului cu ajutorul Bioplotterului. In 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 de grade). Metoda a fost utilizată cu succes pentru fabricarea scaffoldurilor polimerice pentru ingineria țesuturilor (cartilaj și defecte osteocartilaginoase). [14, 18-19]. Deși este o tehnică foarte versatilă, fabricarea scaffoldurilor din compozite polimer-ceramice este dificilă, datorită vâscozității 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.3a desired mass (maximum 15% HAp). These were used as material for the manufacture of the scaffold with the help of the Bioplotter. In the second variant, polymer scaffolds were obtained by 3D deposition, while the ceramic particles were manufactured in the form of columns by sintering the ceramic paste with the help of stereolithography. The two components were then manually assembled by pressing HAp into the pores of the polymer scaffold, thus creating the composite material. This 3D deposition method using the Bioplotter allows the fabrication of scaffolds with control of porosity, pore size, interconnectivity and fiber orientation between successive layers (at 45 or 90 degrees). The method has been successfully used to fabricate polymer scaffolds for tissue engineering (cartilage and osteocartilaginous defects). [14, 18-19]. Although it is a very versatile technique, the fabrication of polymer-ceramic composite scaffolds is difficult due to the high viscosity of the polymer-ceramic paste, which can lead to clogging of the nozzles. In addition to affecting the manufacturing process and workability, these phenomena limit the amount of ceramic that can be incorporated into the scaffold, although this determines the osteoconductivity and osteoinductivity of the composite materials.

Recent, a fost brevetat un material ceramic biologic pentru repararea osului fabricat prin metoda 3D printing din β-TCP, hidroxiapatită și acid polilactic (PLA) cu masa moleculară 100.000-120.000, vâscozitatea între 0.79 dL/g-0.84 dL/g, porozitatea structurii tridimensionale fiind 70%-90%, și latura unui pătrat care formează grila între 100 micrometri și 300 micrometri [CN105770988 (A) - Bone repairing biologica! ceramic material based on 3D printing and preparation method thereof, 20.07.2016], O altă invenție se referă la formula 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 in combinație cu alginatul este biocompatibil, biodegradabil și util pentru 3D printing și 3D cell printing (bioprinting) [WO 2016/012583, Printable morphogenetic phase-specific chitosan-calcium polyphosphate scaffold for bone repair].Recently, a biological ceramic material for bone repair manufactured by 3D printing method from β-TCP, hydroxyapatite and polylactic acid (PLA) with molecular weight 100,000-120,000, viscosity between 0.79 dL/g-0.84 dL/g, structure porosity was patented three-dimensional being 70%-90%, and the side of a square that forms the grid between 100 micrometers and 300 micrometers [CN105770988 (A) - Bone repairing biologica! ceramic material based on 3D printing and preparation method thereof, 20.07.2016], Another invention relates to the synthesis formula of a printable hybrid material based on carboxymethyl chitosan (CMC) and polyphosphate (polyP). The two polymers are linked through calcium ions. The CMC-PolyP material in combination with alginate is biocompatible, biodegradable and useful for 3D printing and 3D cell printing (bioprinting) [WO 2016/012583, Printable morphogenetic phase-specific chitosan-calcium polyphosphate scaffold for bone repair].

Spre deosebire de compozițiile prezentate anterior pentru depunerea structurilor de tip 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 printare prin extruziune, prezenta invenție se referă la obținerea structurilor tridimensionaleUnlike the compositions previously presented for the deposition of scaffold-type structures by 3D printing, in which the hydroxyapatite and the organic polymer are synthesized separately or of commercial origin, and then mixed with a binder in order to obtain the paste for printing by extrusion, the present invention relates to obtaining three-dimensional structures

RO 135973 AO pornind de la pulberi hibride nanostructurate pe bază de hidroxiapatită naturala provenita din carcasa de Rapana Thomasianna și colagen sintetizate in situ hidrotermal în condiții de presiuni înalte (1000 bari) și temperaturi joase (100°C), uscate cu ajutorul spray dryer-ului.RO 135973 AO starting from nanostructured hybrid powders based on natural hydroxyapatite from the shell of Rapana Thomasianna and collagen synthesized in situ hydrothermally under conditions of high pressure (1000 bars) and low temperatures (100°C), dried with the help of spray dryer- the

Problema tehnică pe care o rezolvă invenția se referă la furnizarea unor pulberi hibride nanostructurate pe bază de hidroxiapatită și colagen, care prezintă structură chimică omogenă (hidroxiapatita aflată în structura hibridă respectă raportul molar Ca:P=1.67 specific HAp din structura minerală a osului) și morfologie controlată (particule sferice, care asigură prelucrabilitatea pastelor cu vâscozitate ridicată fără înfundarea duzelor sistemului 3D printing). Avantajele procedeului de sinteză hidrotermală la presiuni înalte și temperaturi joase constau în:The technical problem that the invention solves refers to the provision of nanostructured hybrid powders based on hydroxyapatite and collagen, which have a homogeneous chemical structure (the hydroxyapatite in the hybrid structure respects the molar ratio Ca:P=1.67 specific to HAp in the mineral structure of the bone) and controlled morphology (spherical particles, which ensure the workability of pastes with high viscosity without clogging the nozzles of the 3D printing system). The advantages of the hydrothermal synthesis process at high pressures and low temperatures are:

i) consum scăzut de energie prin aplicarea presiunii foarte mari (energia consumată pentru a crește temperatura cu 5 unități este egală cu cea necesară pentru a crește presiunea cu 4000 de unități în sistem);i) low energy consumption by applying very high pressure (the energy consumed to increase the temperature by 5 units is equal to that required to increase the pressure by 4000 units in the system);

ii) valoarea negativă a AV (AV=L(V/Z)(j) - Σ( V/Z)(i), unde i = reactant și j = produs de reacție); deplasarea echilibrului chimic către compușii cu cel mai mic volum.ii) the negative value of AV (AV=L(V/Z)(j) - Σ( V/Z)(i), where i = reactant and j = reaction product); shifting the chemical equilibrium towards the compounds with the smallest volume.

iii) îmbunătățirea reactivității chimice;iii) improving chemical reactivity;

iv) sinteza într-o singură etapă a materialelor nanocristaline, fără necesitatea unui tratament termic ulterior;iv) one-step synthesis of nanocrystalline materials, without the need for subsequent heat treatment;

v) păstrarea structurii nealterate a polimerului datorită temperaturii joase de reacție (100°C); vi) tehnologie pietenoasă cu mediul, ecologică, în autoclavă închisă, fără degajarea unor compuși toxici.v) preserving the unaltered structure of the polymer due to the low reaction temperature (100°C); vi) environmentally friendly technology, ecological, in a closed autoclave, without the release of toxic compounds.

Prezenta invenție se referă la obținerea unor structuri tridimensionale pe bază de hidroxiapatită și colagen prin tehnica 3D printing la temperatura camerei, utlizând ca lianți polimeri comerciali solubili în apă. Structurile 3D astfel obținute pot fi utilizate la fabricarea implanturilor oculare cu porozitate interconectată, necesară vascularizării acestora.The present invention refers to obtaining three-dimensional structures based on hydroxyapatite and collagen through the 3D printing technique at room temperature, using water-soluble commercial polymers as binders. The 3D structures thus obtained can be used in the manufacture of ocular implants with interconnected porosity, necessary for their vascularization.

Prin aplicarea invenției, se înlătură dezavantajele materialelor utilizate anterior pentru obținerea pastei, prin aceea că materialele propuse sunt constituite din hidroxiapatită și colagen într-un raport de greutate de 4:1, iar particulele sunt sferice, având diametrul de. 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 înfundarea duzelor. încorporarea poliuretanului încă din timpul sintezei și uscarea cu ajutorul sprayBy applying the invention, the disadvantages of the materials previously used to obtain the paste are removed, in that the proposed materials are made of hydroxyapatite and collagen in a weight ratio of 4:1, and the particles are spherical, having a diameter of 0.5-8 p.m. Due to this weight ratio and the commercial polymers used as binders, the total amount of hydroxyapatite incorporated into the scaffold is not so large as to cause clogging of the nozzles. incorporation of polyurethane already during the synthesis and drying with the help of spray

RO 135973 AO dryer-ului favorizează extruziunea pastei și formarea unei structuri 3D rigide cu duritatea necesară aplicației medicale (implant ocular fixat cu șuruburi de titan).RO 135973 AO of the dryer favors the extrusion of the paste and the formation of a rigid 3D structure with the hardness required for the medical application (eye implant fixed with titanium screws).

Figurile atașate prezintă micrografiile SEM ale unei pulberi hibride pe bază de hidroxiapatită și colagen, având raportul de greutate 4:1.The attached figures show the SEM micrographs of a hybrid powder based on hydroxyapatite and collagen, having a weight ratio of 4:1.

Pentru realizarea structurilor 3D conform invenției, se poate utiliza colagen comercial în sinteza hidrotermală a pulberilor hibride, iat hidroxiapatita provine din carcasa melcului Rapana Thomasianna. Procesul de sinteză a pulberilor nanostructurate hibride are loc în condiții hidrotermale, la temperaturi cuprinse între 25 și 120°C (de preferință 80...100°C) și presiuni în intervalul 1000-3000 atm (de preferință, 1000- 2000 atm). Materialul hibrid astfel obținut se usucă în spray-dryer la temperaturi cuprinse între 100 și 300°C (de 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 ulterior pentru depunere 3D printing prin extruziune cu ajutorului sistemului BioScaffolder.To create the 3D structures according to the invention, commercial collagen can be used in the hydrothermal synthesis of the hybrid powders, i.e. the hydroxyapatite comes from the shell of the Rapana Thomasianna snail. The synthesis process of hybrid nanostructured powders takes place in hydrothermal conditions, at temperatures between 25 and 120°C (preferably 80...100°C) and pressures in the range of 1000-3000 atm (preferably 1000-2000 atm) . The hybrid material thus obtained is dried in a spray-dryer at temperatures between 100 and 300°C (preferably, 100-150°C). The resulting powder is mechanically mixed with commercial binders (Mowiflex and Baymedix FD 103), in well-defined proportions to obtain a paste that can later be used for 3D printing deposition by extrusion with the help of the BioScaffolder system.

Se prezintă, în continuare, două exemple nelimitative de realizare a invenției, fără ca acestea să limiteze utilizarea acestui procedeu în domeniul tehnic propus:Two non-limiting examples of the invention are presented below, without limiting the use of this process in the proposed technical field:

Exemplul 1. Se amestecă 5 g pulbere hibridă nanostructurată pe bază de hidroxiapatită, HAp și colagen, C (având raportul de greutate HAp:C=4:l) cu 8.8 ml Mowiflex, soluție 20% și 0.5 ml Baymedix FD 103, soluție 57%. Se depune pe un suport de plexiglass, cu ajutorul sistemului 3D BioScaffolder, un cub cu latura de 2 cm, utilizând o duză cu diametrul 0.4 mm, lungimea duzei 31 mm și grosime strat 80% din diametrul duzei. Unghiul de rotație între două straturi succesive este de 90°C și distanța între firele extrudate este de 1.3 mm. Viteza de deplasare a capului de depunere este de 400 mm/min.Example 1. Mix 5 g nanostructured hybrid powder based on hydroxyapatite, HAp and collagen, C (having the weight ratio HAp:C=4:1) with 8.8 ml Mowiflex, 20% solution and 0.5 ml Baymedix FD 103, solution 57 %. It is deposited on a plexiglass support, with the help of the 3D BioScaffolder system, a cube with a side of 2 cm, using a nozzle with a diameter of 0.4 mm, nozzle length 31 mm and layer thickness 80% of the nozzle diameter. The angle of rotation between two successive layers is 90°C and the distance between the extruded wires is 1.3 mm. The movement speed of the deposition head is 400 mm/min.

Exemplul 2. Se amestecă 5 g pulbere hibridă nanostructurată pe bază de hidroxiapatită, HAp și colagen, PU (având raportul de greutate HAp:C=4:l) cu 8.8 ml Mowiflex, soluție 20%. Se depune pe un suport de plexiglass, cu ajutorul sistemului 3D BioScaffolder, un cub cu latura de 2.5 cm, utilizând o duză cu diametrul 0.8 mm, lungimea duzei 31 mm și grosime strat 80% din diametrul duzei. Unghiul de rotație între două straturi succesive este de 90°C și distanța între firele extrudate este de 1.3 mm. Viteza de deplasare a capului de depunere este de 400 mm/min.Example 2. Mix 5 g nanostructured hybrid powder based on hydroxyapatite, HAp and collagen, PU (having the weight ratio HAp:C=4:1) with 8.8 ml Mowiflex, 20% solution. A cube with a side of 2.5 cm is deposited on a plexiglass support, using the 3D BioScaffolder system, using a nozzle with a diameter of 0.8 mm, nozzle length 31 mm and layer thickness 80% of the nozzle diameter. The angle of rotation between two successive layers is 90°C and the distance between the extruded wires is 1.3 mm. The movement speed of the deposition head is 400 mm/min.

RO 135973 AORO 135973 AO

BibliografieBibliography

1. J.D. Sipe, Reparative medicine: growing tissues and organs, 961 (2002) 1-9.1. J.D. Sipe, Reparative medicine: growing tissues and organs, 961 (2002) 1-9.

2. Q. Chen, A. Boccaccini, H. Zhang, D. Wang, M. Edirisinghe, J. Am. Ceram. Soc. 89 (2006) 1534-1539.2. Q. Chen, A. Boccaccini, H. Zhang, D. Wang, M. Edirisinghe, J. Am. I was praying. Shock. 89 (2006) 1534-1539.

3. S. C. Cox, J. A. Thomby, G. J. Gibbons, M. A.Williams, K. K. Mallick, Materials Science and Engineering C 47 (2015) 237-247.3. S. C. Cox, J. A. Thomby, G. J. Gibbons, M. A. Williams, K. K. Mallick, Materials Science and Engineering C 47 (2015) 237-247.

4. R.Z. Legeros, S. Lin, R. Rohanizadeh, D.Mijares, J.P. Legeros, J. Mater. Sci.Mater. Med. 14(2003) 201-209.4. R.Z. Legeros, S. Lin, R. Rohanizadeh, D. Mijares, J.P. Legeros, J. Mater. Sci. Mater. Med. 14(2003) 201-209.

5. A.G. Mikos, G. Sarakinos, M.D. Lyman, D.E. Ingber, J.P. Vacanti, R. Langer, BiotechnoL Bioeng. 42(1993) 716-723.5. A.G. Mikos, G. Sarakinos, M.D. Lyman, D.E. Ingber, J.P. Vacanti, R. Langer, BiotechnoL Bioeng. 42(1993) 716-723.

6. D.J. Mooney, D.F. Baldwin, N.P. Suh, J.P. Vacanti, R. Langer, Biomaterials 17 (1996) 1417-1422.6. DJ Mooney, D.F. Baldwin, N.P. Suh, J.P. Vacanti, R. Langer, Biomaterials 17 (1996) 1417-1422.

7. A. Butscher, M. Bohner, S. Hofmann, L. Gauckler, R. Miiller, Acta Biomaterialia 7 (2011) 907-920.7. A. Butscher, M. Bohner, S. Hofmann, L. Gauckler, R. Miiller, Acta Biomaterialia 7 (2011) 907-920.

8. S.J. Hollister, Nat. Mater. 4 (2005) 518-524.8. S.J. Hollister, Nat. Mater. 4 (2005) 518-524.

9. S.M. Giannitelli, P. Mozetic, M. Trombetta, A. Rainer, Acta Biomaterialia 24 (2015) 1-11.9. S.M. Giannitelli, P. Mozetic, M. Trombetta, A. Rainer, Acta Biomaterialia 24 (2015) 1-11.

10. [Duan B, Wang M, Zhou WY, Cheung WL, Li ZY, Lu WW. Acta Biomater 2010;6:4495505.10. [Duan B, Wang M, Zhou WY, Cheung WL, Li ZY, Lu WW. Acta Biomater 2010;6:4495505.

11. Tan KH, Chua CK, Leong KF, Cheah CM, Cheang P, Abu Bakar MS, et al. Biomaterials 2003;24:3115-23.11. Tan KH, Chua CK, Leong KF, Cheah CM, Cheang P, Abu Bakar MS, et al. Biomaterials 2003;24:3115-23.

12. Yefang Z, Hutmacher DW, Varawan SL, Meng LT. Int J Oral Max Surg 2007;36:137-45.12. Yefang Z, Hutmacher DW, Varawan SL, Meng LT. Int J Oral Max Surg 2007;36:137-45.

13. Shor L, Guceri S, Wen XJ, Gandhi M, Sun W. Biomaterials 2007;28:5291-7.13. Shor L, Guceri S, Wen XJ, Gandhi M, Sun W. Biomaterials 2007;28:5291-7.

14. A. Nandakumar, C. Cruz, A. Mentink, Z. T. Birgani, L.Moroni, C. van Blitterswijk, P. Habibovic, Acta Biomaterialia 9 (2013) 5708-5717.14. A. Nandakumar, C. Cruz, A. Mentink, Z. T. Birgani, L. Moroni, C. van Blitterswijk, P. Habibovic, Acta Biomaterialia 9 (2013) 5708-5717.

15. T.D. Roy, J.L. Simon, J.L. Ricci, E.D. Rekow, V.P. Thompson, J.R. Parsons, J.15. 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.Biomed. Mater. Res. A 66A (2003) 283-291.

16. Gradinaru, S.; Popescu, L.M.; Piticescu, R.M.; Zurac, S.; Ciuluvica, R.; Burlacu, A.; Tutuianu, R.; Valsan, S.-N.; Motoc, A.M.; Voinea, L.M. Repair of the Orbital Wall Fractures in Rabbit Animal Model Using Nanostructured Hydroxyapatite-Based Implant. Nanomaterials 2016, 6, 1116. Gardener, S.; Popescu, L.M.; Piticescu, R.M.; Zurac, S.; Ciuluvica, R.; Burlacu, A.; Tutuianu, R.; Valsan, S.-N.; Motoc, A.M.; Voinea, L.M. Repair of the Orbital Wall Fractures in Rabbit Animal Model Using Nanostructured Hydroxyapatite-Based Implant. Nanomaterials 2016, 6, 11

17. Z. Zhou, F.Buchanan, C. Mitchell, N. Dunne, Materials Science and Engineering C 3817. Z. Zhou, F. Buchanan, C. Mitchell, N. Dunne, Materials Science and Engineering C 38

RO 135973 ΑΟ (2014) 1-10.RO 135973 ΑΟ (2014) 1-10.

18. Woodfield TBF, Malda J, de Wijn J, Peters F, Riesle J, van Blitterswijk CA. Biomaterials 2004;25:4149-61.18. Woodfield TBF, Malda J, de Wijn J, Peters F, Riesle J, van Blitterswijk CA. Biomaterials 2004;25:4149-61.

19. Moroni L, Hamann D, Paoluzzi L, Pieper J, de Wijn JR, van Blitterswijk CA.PLoS One 2008;3:e3032.19. Moroni L, Hamann D, Paoluzzi L, Pieper J, de Wijn JR, van Blitterswijk CA. PLoS One 2008;3:e3032.

Claims

demand

1. 3D structures made by the 3D printing method, characterized by the fact that they are obtained from: hybrid powder based on hydroxyapatite and polyurethane diol, synthesized by the hydrothermal process at pressure p = 1000 bar and temperature t = 100 °C, in a ratio by weight of 4:1, in the form of spherical particles, having a diameter of 0.5-8 pm; Mowiflex 20% solution and Baymedix FD 103 57% solution, with the 3D BioScaffolder equipment, at room temperature, having the shape of a cube with a side of 2 cm.