Биоактивное стеклокерамическое вещество для регенерации костной ткани.

Введение

Поверхностно-реактивный стеклокерамический биоматериал. [[File:Bioactive glass. jpg|thumb|Биоактивное стекло, вид через электронный микроскоп. После 8, 12 и 16 недель имплантации морских свиней подвергли эвтаназии и извлекли их большеберцовые кости.]

Структура

Спектроскопия твердого состояния ЯМР оказалась очень полезной для определения структуры аморфных твердых тел. Биоактивные стекла изучались с помощью ЯМР-спектроскопии в твердом состоянии 29Si и 31P с применением МАС. Химический сдвиг, полученный при ЯМР МАС, указывает на тип химических соединений, присутствующих в стекле. ЯМР-спектроскопия 29Si с применением МАС показала, что Bioglass 45S5 имеет структуру типа Q2 с небольшим количеством Q3, то есть силикатные цепи с небольшим количеством поперечных связей. ЯМР-спектроскопия 31P с применением МАС выявила преобладание соединений типа Q0, то есть PO43−; последующие измерения ЯМР-спектроскопии с применением МАС показали, что концентрация связей Si-O-P находится ниже предела обнаружения.

Bioglass 45S5

Композиция была первоначально выбрана из-за близкого к эвтектическому составу. Обозначение 45S5 указывает на стекло, содержащее 45 мас.% SiO2 и молярное соотношение кальция к фосфору 5:1. Более низкие значения Ca/P не обеспечивают связывания с костной тканью. Ключевые особенности состава Bioglass заключаются в содержании менее 60 мол.% SiO2, высоком содержании Na2O и CaO, а также высоком соотношении CaO/P2O5, что обуславливает высокую реакционную способность Bioglass в водной среде и его биоактивность. Высокая биоактивность – главное преимущество Bioglass, а к его недостаткам относятся механическая слабость и низкая сопротивляемость разрушению, обусловленные аморфной двумерной структурой стекла. Прочность при изгибе большинства марок Bioglass находится в диапазоне 40–60 МПа, что недостаточно для применений, связанных с нагрузкой. Его модуль Юнга составляет 30–35 ГПа, что очень близко к модулю упругости кортикальной кости и может быть преимуществом. Имплантаты из Bioglass могут применяться в не нагружаемых конструкциях, для погруженных имплантатов с незначительной или компрессионной нагрузкой. Bioglass также может использоваться в качестве биоактивного компонента в композиционных материалах или в виде порошка для создания искусственной перегородки при лечении перфораций, вызванных злоупотреблением кокаином. Не имеет известных побочных эффектов.

Bioglass S53P4

Формула S53P4 была впервые разработана в начале 1990-х годов в Турку, Финляндия, в Университете Åbo Akademi и Университете Турку. В 2011 году было получено разрешение на использование для заполнения костной полости при лечении хронического остеомиелита. S53P4 – одно из наиболее изученных биоактивных стекол на рынке, о чем свидетельствуют более 150 публикаций. При помещении биоактивного стекла S53P4 в костную полость оно реагирует с жидкостями организма, активируясь. В течение этого периода активации биоактивное стекло претерпевает ряд химических реакций, создавая оптимальные условия для восстановления кости посредством остеокондукции. Выделяются ионы Na, Si, Ca и P. На поверхности биоактивного стекла формируется слой кремнезема. CaP кристаллизуется, образуя слой гидроксиапатита на поверхности биоактивного стекла. После формирования слоя гидроксиапатита биоактивное стекло взаимодействует с биологическими элементами, такими как белки крови, факторы роста и коллаген. В результате этого взаимодействия остеокондуктивные и остеостимулирующие процессы способствуют росту новой кости на и между структурами биоактивного стекла. Биоактивное стекло связывается с костью, облегчая формирование новой костной ткани. Остеостимуляция начинается со стимуляции остеогенных клеток, что увеличивает скорость ремоделирования кости. Радиоконтрастность биоактивного стекла позволяет проводить послеоперационную оценку. В заключительной фазе трансформации продолжается процесс регенерации и ремоделирования кости. Со временем кость полностью регенерирует, восстанавливая естественную анатомию пациента. Происходит консолидация костной ткани. Биоактивное стекло S53P4 продолжает ремоделироваться в костную ткань в течение многих лет. В настоящее время биоактивное стекло S53P4 – единственное биоактивное стекло на рынке, эффективность которого в подавлении роста бактерий доказана. Свойства S53P4, ингибирующие рост бактерий, обусловлены двумя одновременными химическими и физическими процессами, происходящими при взаимодействии биоактивного стекла с жидкостями организма. Натрий (Na) высвобождается с поверхности биоактивного стекла, вызывая повышение pH (щелочная среда), что неблагоприятно для бактерий и, следовательно, подавляет их рост. Высвобождаемые ионы Na, Ca, Si и P приводят к увеличению осмотического давления из-за повышения концентрации солей, то есть создают среду, не подходящую для роста бактерий.

The formula of S53P4 was first developed in the early 1990s in Turku, Finland, at Åbo Akademi University and University of Turku. It has received the product claim for use in bone cavity filling in the treatment of chronic osteomyelitis in 2011. S53P4 is among the most studied bioactive glasses on the market with over 150 publications. When S53P4 bioactive glass is placed into the bone cavity, it reacts with body fluids to activate the glass. During this activation period, the bioactive glass goes through a series of chemical reactions, creating the ideal conditions for the bone to rebuild through osteoconduction. Na, Si, Ca, and P ions are released. A silica gel layer forms on the bioactive glass surface. CaP crystallizes, forming a layer of hydroxyapatite on the surface of the bioactive glass. Once the hydroxyapatite layer is formed, the bioactive glass interacts with biological entities, i. e., blood proteins, growth factors and collagen. Following this interaction, the osteoconductive and osteostimulative processes help the new bone grow onto and between the bioactive glass structures. Bioactive glass bonds to bone –facilitating new bone formation. Osteostimulation begins by stimulating osteogenic cells to increase the remodeling rate of bone. Radio dense quality of bioactive glass allows for post operative evaluation. In the final transformative phase, the process of bone regeneration and remodeling continues. Over time the bone fully regenerates, restoring the patient's natural anatomy. Bone consolidation occurs. S53P4 bioactive glass continues to remodel into bone over a period of years. Bioactive glass S53P4 is currently the only bioactive glass on the market which has been proven to inhibit bacterial growth effectively. The bacterial growth inhibiting properties of S53P4 derive from two simultaneous chemical and physical processes, which occurs once the bioactive glass reacts with body fluids. Sodium (Na) is released from the surface of the bioactive glass and induces an increase in pH (alkaline environment), which is not favorable for the bacteria, thus inhibiting their growth. The released Na, Ca, Si and P ions give rise to an increase in osmotic pressure due to an elevation in salt concentration, i. e., an environment where bacteria cannot grow.

Bioglass 8625

Bioglass 8625, также называемый Schott 8625, представляет собой стекло из содовой извести, используемое для герметизации имплантируемых устройств. Наиболее распространенное применение Bioglass 8625 – в корпусах RFID-транспондеров для использования в микрочипах, имплантируемых в организм человека и животных. Он запатентован и производится компанией Schott AG. Bioglass 8625 также используется для некоторых видов пирсинга. Bioglass 8625 не срастается с тканями или костями, он удерживается на месте благодаря формированию фиброзной капсулы. После имплантации на границе между стеклом и тканью образуется слой, богатый кальцием. Без дополнительного антимиграционного покрытия он подвержен миграции в тканях. Антимиграционное покрытие – это материал, который связывается как со стеклом, так и с тканью. Парилен, как правило, тип C, часто используется в качестве такого материала. Bioglass 8625 содержит значительное количество железа, что обеспечивает поглощение инфракрасного света и позволяет осуществлять герметизацию с помощью источника света, например, Nd:YAG лазера или ртутной лампы. После имплантации стекло взаимодействует с окружающей средой в два этапа, в течение примерно двух недель. На первом этапе ионы щелочных металлов вымываются из стекла и замещаются ионами водорода, при этом небольшое количество ионов кальция также диффундирует из материала. Во время второго этапа связи Si-O-Si в матрице диоксида кремния подвергаются гидролизу, образуя гелеобразный поверхностный слой, богатый группами Si-OH. На поверхности стекла постепенно формируется пассивирующий слой, богатый фосфатом кальция, предотвращающий дальнейшее вымывание. Он используется в микрочипах для отслеживания различных видов животных, а в последнее время и в некоторых имплантатах для людей. Управление по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов США (FDA) одобрило использование Bioglass 8625 у людей в 1994 году.

Bioglass 13-93 (Биостекло 13-93)

По сравнению с Bioglass 45S5, силикатное 13-93 биоактивное стекло имеет более высокое содержание SiO2 и включает K2O и MgO. Оно доступно в продаже у Mo Sci Corp. или может быть получено непосредственно путем плавления смеси Na2CO3, K2CO3, MgCO3, CaCO3, SiO2 и NaH2PO4 · 2H2O в платиновом тигле при 1300 °C с последующим охлаждением между пластинами из нержавеющей стали. Стекло 13-93 получило одобрение для применения in vivo в США и Европе. Оно обладает более легким вязким течением и меньшей склонностью к кристаллизации при вытягивании в волокна. Порошок 13-93 биоактивного стекла может быть диспергирован в связующее для создания чернил для робкастинга или прямой печати 3D-чернилами. Механические свойства полученных пористых каркасов изучались в различных литературных источниках. Напечатанный 13-93 биоактивный стеклянный каркас в исследовании Лю и соавторов сушили на воздухе, обжигали при 600 °C в атмосфере O2 для удаления технологических добавок и спекали на воздухе в течение 1 часа при 700 °C. В исходном образце предел прочности при изгибе (11 ± 3 МПа) и модуль упругости при изгибе (13 ± 2 МПа) сопоставимы с минимальными значениями для трабекулярной кости, в то время как предел прочности при сжатии (86 ± 9 МПа) и модуль упругости при сжатии (13 ± 2 ГПа) близки к значениям для кортикальной кости. Однако, трещиностойкость изготовленного каркаса составляла 0,48 ± 0,04 МПа·м1/2, что указывает на его большую хрупкость по сравнению с кортикальной костью человека, трещиностойкость которой составляет 2–12 МПа·м1/2. После погружения образца в искусственную жидкость организма (SBF) или подкожной имплантации в спину крыс, предел прочности при сжатии и модуль упругости при сжатии резко снижаются в течение первых двух недель, а затем снижение замедляется. Уменьшение механических свойств связывают с частичным превращением стеклянных нитей в каркасе в слой, состоящий в основном из пористого материала, подобного гидроксиапатиту. В другой работе Колана и соавторов вместо традиционной термической обработки использовали селективное лазерное спекание. После оптимизации мощности лазера, скорости сканирования и скорости нагрева, предел прочности при сжатии спеченных каркасов варьировался от 41 МПа для каркаса с пористостью около 50% до 157 МПа для плотных каркасов. Исследование in vitro с использованием SBF показало снижение предела прочности при сжатии, но конечное значение было сопоставимо со значением для трабекулярной кости человека. В отчете Фу и соавторов 13-93 пористые стеклянные каркасы были синтезированы методом репликации полиуретановой пены. Зависимость напряжения от деформации изучалась на основе результатов компрессионного испытания восьми образцов с пористостью 85 ± 2%. Полученная кривая продемонстрировала прогрессирующее разрушение структуры каркаса и средний предел прочности при сжатии 11 ± 1 МПа, что находится в диапазоне значений для трабекулярной кости человека и выше, чем у конкурирующих биоактивных материалов для восстановления кости, таких как гидроксиапатитные каркасы с аналогичной пористостью и полимерно-керамические композиты, полученные методом термически индуцированного фазового разделения (TIPS). Это позволит материалу претерпевать большую деформацию перед разрушением. Это крайне желательно, поскольку постоянный имплантат должен избегать разрушения внутри тела пациента. Основными компонентами металлических сплавов являются Zr и Ti, в то время как некоторые ключевые металлы, такие как Al, Be и Ni, не следует использовать в качестве основных материалов.

Compared to Bioglass 45S5, silicate 13 93 bioactive glass is composed of a higher composition of SiO2 and includes K2O and MgO. It is commercially available from Mo Sci Corp. or can be directly prepared by melting a mixture of Na2CO3, K2CO3, MgCO3, CaCO3, SiO2 and NaH2PO4 · 2H2O in a platinum crucible at 1300 °C and quenching between stainless steel plates. The 13 93 glass has received approval for in vivo use in the USA and Europe. It has more facile viscous flow behavior and a lower tendency to crystallize upon being pulled into fibers. 13 93 bioactive glass powder could be dispersed into a binder to create ink for robocasting or direct ink 3D printing technique. The mechanical properties of the resulting porous scaffolds have been studied in various works of literature. The printed 13 93 bioactive glass scaffold in the study by Liu et al. was dried in ambient air, fired to 600 °C under the O2 atmosphere to remove the processing additives, and sintered in air for 1 hour at 700 °C. In the pristine sample, the flexural strength (11 ± 3 MPa) and flexural modulus (13 ± 2 MPa) are comparable to the minimum value of those of trabecular bones while the compressive strength (86 ± 9 MPa) and compressive modulus (13 ± 2 GPa) are close to the cortical bone values. However, the fracture toughness of the as fabricated scaffold was 0.48 ± 0.04 MPa·m1/2, indicating that it is more brittle than human cortical bone whose fracture toughness is 2–12 MPa·m1/2. After immersing the sample in a simulated body fluid (SBF) or subcutaneous implantation in the dorsum of rats, the compressive strength and compressive modulus decrease sharply during the initial two weeks but more gradually after two weeks. The decrease in the mechanical properties was attributed to the partial conversion of the glass filaments in the scaffolds into a layer mainly composed of a porous hydroxyapatite like material. Another work by Kolan and co workers used selective laser sintering instead of conventional heat treatment. After the optimization of the laser power, scan speed, and heating rate, the compressive strength of the sintered scaffolds varied from 41 MPa for a scaffold with ~50% porosity to 157 MPa for dense scaffolds. The in vitro study using SBF resulted in a decrease in the compressive strength but the final value was similar to that of human trabecular bone. 13 93 porous glass scaffolds were synthesized using a polyurethane foam replication method in the report by Fu et al. The stress strain relationship was examined in obtained from the compressive test using eight samples with 85 ± 2% porosity. The resultant curve demonstrated a progressive breaking down of the scaffold structure and the average compressive strength of 11 ± 1 MPa, which was in the range of human trabecular bone and higher than competitive bioactive materials for bone repairing such as hydroxyapatite scaffolds with the same extent of pores and polymer ceramic composites prepared by the thermally induced phase separation (TIPS) method. and as such, will allow for more deformation of the material before fracture occurs. This is highly desirable, as a permanent implant would need to avoid shattering within the patient's body. Common materials which compose the metallic bulk include Zr and Ti, whereas some examples of the few key metals that shouldn't be used as bulk materials are Al, Be, and Ni.

Лазерная облицовка

Хотя металлы сами по себе не обязательно обладают биоактивностью, биоактивные стеклянные покрытия, наносимые на металлические подложки методом лазерной наплавки, придают им биоактивность, свойственную стеклу, но при этом сохраняют преимущества металлической основы. Лазерная наплавка – это метод, при котором биоактивные стеклянные микрочастицы направляются потоком на основной материал и подвергаются воздействию достаточно высокой температуры для расплавления и формирования покрытия. Этот метод позволяет сохранять преимущественно аморфную структуру, содержащую ключевые кристаллические элементы, и достигать уровня биоактивности, сопоставимого с биоактивным стеклом.

Механизм действия

Основные механизмы, обеспечивающие способность биоактивных стекол выступать в качестве материалов для восстановления костной ткани, изучаются с момента первых работ Hench et al. в Университете Флориды. Первоначальное внимание уделялось изменениям, происходящим на поверхности биоактивного стекла. Общепринято, что при погружении биоактивного стекла в физиологическую среду происходит пять неорганических стадий реакции:

thumb|Пошаговое изображение интеграции биоактивного стекла с костью Ионный обмен, при котором модифицирующие катионы (в основном Na+) в стекле обмениваются на ионы гидрония в внешней среде. Гидролиз, при котором разрываются связи Si-O-Si, образуя силанольные группы Si-OH, и разрушается стеклянная сеть. Конденсация силанолов, при которой разрушенная стеклянная сеть изменяет свою морфологию, формируя гелеподобный поверхностный слой, обедненный ионами натрия и кальция. Осаждение, при котором на гель откладывается аморфный слой фосфата кальция. Минерализация, при которой слой фосфата кальция постепенно превращается в кристаллический гидроксиапатит, имитирующий минеральную фазу, естественно содержащуюся в костях позвоночных. Позднее было установлено, что морфология гелевого поверхностного слоя является ключевым фактором, определяющим биоактивный ответ. Это подтверждалось исследованиями биоактивных стекол, полученных методом золь-гель. Такие стекла могут содержать значительно более высокие концентрации SiO2, чем традиционные биоактивные стекла, полученные плавлением, и при этом сохранять биоактивность (т.е. способность формировать минерализованный слой гидроксиапатита на поверхности). Внутренняя пористость материала, полученного методом золь-гель, рассматривалась как возможное объяснение сохранения, а часто и усиления биоактивности по сравнению со стеклом, полученным плавлением. Последующие достижения в технологии ДНК-микромассивов позволили взглянуть на механизмы биоактивности биоактивных стекол совершенно по-новому. Ранее было известно о сложном взаимодействии между биоактивными стеклами и молекулярной биологией организма-хозяина имплантата, но имеющихся инструментов было недостаточно для получения полной картины. С помощью ДНК-микромассивов исследователи теперь могут идентифицировать целые классы генов, регулируемых продуктами растворения биоактивных стекол, что привело к так называемой "генетической теории" биоактивных стекол. Первые исследования с использованием ДНК-микромассивов на биоактивных стеклах показали, что гены, связанные с ростом и дифференцировкой остеобластов, поддержанием внеклеточного матрикса и стимуляцией клеточной адгезии клетки к клетке и клетки к матриксу, активируются в кондиционированных средах клеточной культуры, содержащих продукты растворения биоактивного стекла.

thumb|A step by step image of the integration of bioactive glass with boneIon exchange in which modifier cations (mostly Na+) in the glass exchange with hydronium ions in the external solution. Hydrolysis in which Si O Si bridges are broken, forming Si OH silanol groups, and the glass network is disrupted. Condensation of silanols in which the disrupted glass network changes its morphology to form a gel like surface layer, depleted in sodium and calcium ions. Precipitation in which an amorphous calcium phosphate layer is deposited on the gel. Mineralization in which the calcium phosphate layer gradually transforms into crystalline hydroxyapatite, that mimics the mineral phase naturally contained with vertebrate bones. Later, it was discovered that the morphology of the gel surface layer was a key component in determining the bioactive response. This was supported by studies on bioactive glasses derived from sol gel processing. Such glasses could contain significantly higher concentrations of SiO2 than traditional melt derived bioactive glasses and still maintain bioactivity (i. e., the ability to form a mineralized hydroxyapatite layer on the surface). The inherent porosity of the sol gel derived material was cited as a possible explanation for why bioactivity was retained, and often enhanced with respect to the melt derived glass. Subsequent advances in DNA microarray technology enabled an entirely new perspective on the mechanisms of bioactivity in bioactive glasses. Previously, it was known that a complex interplay existed between bioactive glasses and the molecular biology of the implant host, but the available tools did not provide a sufficient quantity of information to develop a holistic picture. Using DNA microarrays, researchers are now able to identify entire classes of genes that are regulated by the dissolution products of bioactive glasses, resulting in the so called "genetic theory" of bioactive glasses. The first microarray studies on bioactive glasses demonstrated that genes associated with osteoblast growth and differentiation, maintenance of extracellular matrix, and promotion of cell cell and cell matrix adhesion were up regulated by conditioned cell culture media containing the dissolution products of bioactive glass.

Медицинское применение

Биоактивное стекло S53P4 впервые было применено в клинической практике как альтернатива костным или хрящевым трансплантатам при хирургической реконструкции лица. Использование искусственных материалов в качестве костного протеза обладало преимуществом большей универсальности по сравнению с традиционными аутотрансплантатами, а также меньшим количеством послеоперационных осложнений. Однако, по состоянию на 2015 год, подтверждения эффективности в рандомизированных контролируемых исследованиях все еще не было.