Способ получения тромборезистентных изделий медицинского назначения

Изобретение относится к области медицины, а именно к созданию тромборезистентных медицинских изделий, и раскрывает способ получения тромборезистентных изделий медицинского назначения, выполненных из титана и сплавов на его основе. Согласно изобретению, изделия подвергаются обработке импульсным низкоэнергетическим сильноточным широкоапертурным электронным пучком прямой полярности, изделие находится под потенциалом катода. После этого осуществляется нанесение пленки a-C:H:SiO_x с предварительной очисткой поверхности изделий ионным потоком в аргоновой плазме, обеспечивающей удаление оксидных соединений с поверхности и нагрев поверхности до температуры 170±20°С. Нанесение a-C:H:SiO_x пленки осуществляется в смеси аргона и полифенилметилсилоксана при давлении 0,1 Па. Способ позволяет снижать количество адгезированных тромбоцитов на поверхности изделий медицинского назначения, а также позволяет улучшать медико-биологических свойств изделий, проявляющееся в отсутствии цитотоксичности по отношению к клеткам крови. Нанесенная a-C:H:SiO_x пленка также обеспечивает придание изделиям повышенной износостойкости, вследствие высокой твердости и низкого коэффициента трения. Способ может применяться в медицинской промышленности. 3 з.п. ф-лы, 1 ил.

 

Изобретение относится к области медицины, а именно, к созданию тромборезистентных медицинских изделий из титана и его сплавов, которые применяются в медицинской промышленности и контактируют с кровью, например, механические клапаны сердца, насосы для механической поддержки работы сердца, кардиостимуляторов и т.д.

Известно, что взаимодействие имплантатов с биологической средой организма во многом зависит от их поверхностных свойств, которые играют непосредственную роль в различных постимплантационных биологических реакциях, включая преципитацию различных минералов, адсорбцию белка, адгезию и пролиферацию клеток [1]. В приложении к приборам (механические насосы) и стентам для хирургического лечения ишемической болезни сердца избыточность воспалительных клеточно-молекулярных реакций на границе раздела "искусственная поверхность/ткань" повышает риск тромбоза.

Для профилактики и терапии различных тромбоэмболических заболеваний и их осложнений, при тромбозах и эмболиях магистральных вен и артерий, сосудов мозга, глаза, при операциях на сердце и кровеносных сосудах [2] используют покрытия на основе гепарина, в частности белково-гепариновое покрытие «Bioline» [3], биоактивное гепариновое покрытие «Carmeda» и биопассивное гепариновое покрытие «Trillium» [4].

Тем не менее, покрытия на основе гепарина могут быть противопоказаны для определенной группы пациентов с гепарин-индуцированной тромбоцитопенией [5]. Кроме этого, серьезным недостатком использования гепарина заключается в том, что он не может нормально сосуществовать со средствами, которые предотвращают рестеноз (повторное сужение артерии, возникшее в том месте, где ранее хирургическим путем стеноз был устранен) [6]. Например, если смешать гепарин с антитромботическим средством в полимерном покрытии, гепарин, благодаря своей гидрофильной природе, будет мешать получению желаемого профиля элюирования антирестенозного средства. Например, терапевтическое средство включают в матрицу полимерного покрытия с помощью обработки растворителем. Если антикоагулянт также включен в полимерную матрицу, он будет неуправляемым образом притягивать воду. Это может случиться во время формирования покрытия или когда покрытое устройство имплантировано, и окажет неблагоприятное воздействие на стабильность или эффективность средства и/или помешает получению желаемого профиля элюирования [6].

Известен способ получения тромборезистентного полимерного материала путем радиационной привитой сополимеризации смеси гидрофильного мономера и ненасыщенного биологически активного соединения при массовом соотношении гидрофильный мономер ненасыщенное биологически активное соединение 1:0,2 - 1:1, где в качестве ненасыщенного биологически активного соединения используют смесь ацилированного хлорангидридом акриловой кислоты гирудина и ацилированного хлорангидридом акриловой кислоты овомукоида из белка утиных яиц при массовом соотношении 1:0,8-1:2 [7].

Данный способ применим для изделий, выполненных из полимера. Проблема тромборезистентности остается нерешенной для металлических изделий медицинского назначения.

Известен способ снижения адгезии тромбоцитов на титановых материалах и сплавах [8], взятый нами за прототип. Способ осуществляется в следующей последовательности: 1. Электронно-пучковая обработка изделия с использованием обратной полярности 28 кВ (изделие находится под потенциал анода); 2. Электронно-пучковая обработка прямой полярности 17 кВ (изделие находится под потенциалом анода); 3. Электронно-пучковая обработка прямой полярности 25 кВ (изделие находится под потенциалом анода); 4. Нанесение алмазоподобного углеродного покрытия (DLC).

Недостатком этого технического решения - прототипа является то, что технологический процесс усложнен количеством производимых операций для достижения эффекта тромборезистентности. Кроме этого, для повышения износостойкости используется алмазоподобный углерод (DLC), характеризуемый высокими внутренними напряжениями, что приводит к низкой адгезионной прочности покрытия и, соответственно, снижает долговечность и срок эксплуатации изделий.

Задачей предлагаемого изобретения является создание тромборезистентных медицинских изделий из титана и его сплавов.

Техническим результатом является:

- снижение количества адгезированных тромбоцитов на поверхности изделий медицинского назначения;

- улучшение медико-биологических свойств изделий, проявляющееся в отсутствии цитотоксичности по отношению к клеткам крови.

Другим техническим результатом является также придание поверхности изделий повышенной износостойкости, вследствие высокой твердости и низкого коэффициента трения.

Указанный технический результат при осуществлении изобретения - способа получения тромборезистентных изделий медицинского назначения, выполненных из титана и сплавов на его основе, достигается тем, что в известном способе, включающем электронно-пучковую обработку изделия под катодным потенциалом с последующим нанесением биосовместимого покрытия на основе углерода, согласно изобретению, в качестве покрытия применяется a-C:H:SiO_x пленка, нанесенная на поверхность изделия.

Нанесение a-C:H:SiO_x пленки производят из кремнийорганической жидкости полифенилметилсилоксан ПФМС-2/5Л. Полученные a-C:H:SiO_x пленки на титановых изделиях обладают высокой совместимостью с биологической средой человека, обладают тромборезистентностью, а также имеют низкие внутренние напряжения, по сравнению с алмазоподобными углеродными пленками (DLC), за счет наличия Si-C связей, которые длиннее связей С-С (длина связей Si - C составляет 1,89 , а длина связей С-С - 1,54 ).

Целесообразно нанесение a-C:H:SiO_x пленки осуществлять на поверхность изделия, предварительно нагретую ионным потоком из аргоновой плазмы до температуры 170±20°С для обеспечения высокой подвижности адсорбированных атомов и получения структуры с заданными свойствами.

Кроме того, электронно-пучковая обработка поверхности изделий осуществляется с использованием импульсного широкоапертурного низкоэнергетического сильноточного электронного пучка, находящихся под катодным потенциалом с плотностью энергии 3-10 Дж/см и количеством импульсов 5-10 раз.

Для удобства проведения медико-биологических исследований нами выбран образец в форме пластины размером 40×40×1 мм³ из титана марки ВТ6, широко используемого в медицинской практике. Технология получения тромборезистентных изделий также осуществлялась и на других марках титана ВТ1-0, ВТ1-00, ВТ6С.

Способ реализуется в несколько стадий.

1. Осуществляется очистка образца в ультразвуковой ванне, наполненной сначала изопропиловым спиртом, затем ацетоном и дистиллированной водой в течение 10 минут в каждой жидкости. После этого образцы высушиваются.

2. Образцы загружаются в вакуумную камеру, где осуществляется обработка поверхности образца с помощью низкоэнергетического сильноточного электронного пучка с плотностью энергии 3-10 Дж/см² и количеством импульсов 5-10 раз в условиях низкого вакуума, остаточное давление 10^-4 Па.

3. Производится нанесение a-C:H:SiO_x пленки. В качестве плазмообразующего прекурсора для формирования a-C:H:SiO_x пленок использовался полифенилметилсилоксан. Обеспечивалось остаточное давление в камере порядка 10^-2 Па. Перед нанесением пленки производилась очистка поверхности подложек ионным потоком в аргоновой плазме, обеспечивающая удаление оксидных соединений с поверхности и нагрев поверхности с целью обеспечения высокой подвижности адсорбированных атомов. В этом случае давление аргона составляло 0,3 Па, а к подложкодержателю прикладывалось импульсное биполярное напряжение смещения амплитудой отрицательного импульса 1000±50 В, частотой следования импульсов 100 кГц и коэффициентом заполнения 60%. Ток накала составлял 45±5 А, а ток разряда 7±0,5 А при напряжении горения 100±10 В. Температура изделий контролировалась термопарой К-типа и составляла 170±20°С. После этого производилось нанесение a-C:H:SiO_x пленки в смеси аргона и полифенилметилсилоксана при давлении 0,1 Па. В этом случае ток разряда составлял 5±1 А при напряжении горения 140±10 В, а к подложкодержателю прикладывалось импульсное биполярное напряжение смещения с амплитудой отрицательного импульса 500±50 В, частотой следования импульсов 100 кГц и коэффициентом заполнения 60%. Амплитуда смещения, прикладываемого к подложкодержателю, оказывает влияние на изменение механических и трибологических свойств. Оптимальной величиной амплитуды отрицательного импульса смещения с точки зрения максимальной износостойкости является 500±50 В [9]. Исследование адгезии тромбоцитов.

Для исследования адгезии тромбоцитов образцов из крови здорового взрослого донора получали 50 мл плазмы, обогащенной тромбоцитами, с помощью центрифугирования и сепарации форменных элементов крови. Полученную плазму разводили 0,9% раствором хлорида натрия в соотношении 1:1. Образцы материала погружали в полученный раствор тромбоцитов и инкубировали при температуре 37°С в течение 30 минут. Затем образцы промывали дистиллированной водой для удаления слабо адгезированных тромбоцитов. Оставшиеся на поверхности тромбоциты фиксировали в 2% растворе глутаральдегида при комнатной температуре в течение 1 часа и высушивали в термостате при температуре 37°С. После этого образцы покрывали слоем хрома толщиной 5 нм и производили исследование поверхности методом растровой электронной микроскопии. Расчет площади, занятой тромбоцитами, производился с помощью программы ImageJ. Кроме этого, оценивалась морфология адгезированных тромбоцитов, а именно выраженность образовываемых псевдоподий и площадь адгезии, как маркер степени тромбогенности покрытий.

На Фиг. 1 приведены изображения адгезированных тромбоцитов на поверхности образца из титана марки ВТ6 до (а) и после (б) нанесения a-C:H:SiO_x пленки, полученные с помощью сканирующей электронной микроскопии (СЭМ). Показано, что после реализации предложенного способа количество адгезированных тромбоцитов существенно снижается. Так, на образцах (а) без реализации предложенного способа на участке размером 300×300 мкм² площадь, занятая тромбоцитами, составляет 80-85%.

После реализации способа на аналогичном участке площадь, занятая тромбоцитами, снижается до 5-10%.

Цитотоксичность

Исследование in vitro цитотоксичности при прямом 24-ч контакте с образцами (титан и титан с нанесенной a-C:H:SiO_x пленкой) показало, что доля жизнеспособных клеток в исследуемых группах образцов составляет около 80%. Согласно международному стандарту ISO 10993-5-2009 это свидетельствует в пользу отсутствия цитотоксичности образцов в отношении мононуклеарных лейкоцитов крови человека.

Таким образом, показано, что при реализации данного способа удается кардинально снизить адгезию тромбоцитов к поверхности изделий совместимых с биологической средой человека, выполненных из титана и сплавов на его основе, что очень важно для использования в медицине. Кроме этого, нанесенная a-C:H:SiO_x пленка обеспечивает придание поверхности изделий повышенной износостойкости, вследствие высокой твердости и низкого коэффициента трения [9].

Источники информации, принятые к рассмотрению

1. Ali N., Kousar Y., Okpalugo Т. I., Singh V., Pease М., Ogwu A.A., Jackson М.J. / Human micro-vascular endothelial cell seeding on Cr-DLC thin films for mechanical heart valve applications // Thin solid films. - 2006. - V. 515. - No. 1. - P. 59-65.

2. Машковский А.Д. Лекарственные средства. M. Медицина. 1993. Т. 2. С. 79-81.

3. Пономаренко И.В., Шипулин В.М., Огуркова О.Н., Суслова Т.Е. / Эффекты применения биосовместимого покрытия экстракорпорального контура «Bioline» у кардиохирургических пациентов // Патология кровообращения и кардиохирургия. - 2013. - №17(2). - С. 51-56.

4. Севастьянов В.И., Бондаренко П.В., Немец Е.А. / Гемосовместимое гепаринсодержащее покрытие для обработки систем вспомогательного кровообращения и оксигенации крови // Перспективные материалы. - 2009. - №4. - С. 58-64.

5. Дударенко С.В., Ежова О.А. / Гепарининдуцированная тромбоцитопения // Неотложная кардиология и кардиоваскулярные риски. - 2018. - Т. 2. - №1. - С. 252-257.

6. RU 2472529, 20.01.2013 г.

7. RU 2556996 С1, 06.03.2014 г.

8. US 2013/0230422 А1, 05.09.2013 г.

9. RU 2718028 С1, 30.03.2020 г.

1. Способ получения тромборезистентных изделий медицинского назначения, выполненных из титана и сплавов на его основе, включающий электронно-пучковую обработку изделия под катодным потенциалом с последующим нанесением биосовместимого покрытия на основе углерода, отличающийся тем, что в качестве покрытия применяется a-C:H:SiO_x пленка.

2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что нанесение a-C:H:SiO_x пленки осуществляется в смеси аргона и полифенилметилсилоксана при давлении 0,1 Па.

3. Способ по п. 1, отличающийся тем, что нанесение a-C:H:SiO_x пленки осуществляется на поверхность изделия, нагретую ионным потоком из аргоновой плазмы до температуры 170±20°С.

4. Способ по п. 1, отличающийся тем, что электронно-пучковая обработка изделия осуществляется с использованием импульсного низкоэнергетического сильноточного широкоапертурного электронного пучка.