ES2682943T3 - Implante de porosidad controlada que comprende una matriz recubierta con un vidrio bioactivo o con un material híbrido - Google Patents

Abstract

Procedimiento de fabricación de un implante para el relleno de defectos óseos, para la regeneración ósea y la ingeniería tisular del hueso, caracterizado porque comprende las siguientes etapas: a) selección de un vidrio bioactivo M a base de SiO2 y CaO, que contiene opcionalmente P2O5 y/o que está opcionalmente dopado con estroncio, b) selección de un polímero biodegradable P que es soluble en al menos un disolvente S1 e insoluble en al menos un disolvente S, c) selección de microesferas de un agente porógeno A que tiene los diámetros y tamaños correspondientes a los diámetros y tamaños deseados de los poros en un material de implante, siendo el material de este agente porógeno A un polímero insoluble en el al menos un disolvente S1 y soluble en el al menos un disolvente S, siendo idénticos el al menos un disolvente S en el cual es insoluble el polímero biodegradable P y el al menos un disolvente S en el cual es soluble el material del agente porógeno A, d) introducción de al menos 60 % en volumen, preferiblemente al menos 70 % en volumen con respecto al volumen total de la mezcla de polímero biodegradable P - agente porógeno A introducida en el molde, de microesferas del agente porógeno A en un molde que tiene la forma y el tamaño deseados para el implante, formando estas microesferas un apilamiento compacto que corresponde a la forma y al tamaño de los poros a obtener en el material de implante, e) introducción del polímero biodegradable P en el molde, f) gelificación de la mezcla obtenida en la etapa e) en el molde, g) desmoldeo de la mezcla obtenida en la etapa f), h) eliminación del agente porógeno por lavado con el al menos un disolvente S, i) reticulación de la mezcla obtenida en la etapa g), j) recubrimiento de la mezcla obtenida en la etapa i) con el vidrio bioactivo M o con un material híbrido H formado por un polímero biodegradable idéntico o diferente del polímero biodegradable P y del vidrio bioactivo M.

Description

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DESCRIPCION

Implante de porosidad controlada que comprende una matriz recubierta con un vidrio bioactivo o con un material tftbrido

La invencion se refiere a un material de implante para el relleno de defectos oseos, para la regeneracion osea y la ingeniena tisular del hueso, a un implante que comprende este material, a un procedimiento de fabricacion de dicho implante.

El envejecimiento global de la poblacion y los trastornos del sistema osteoarticular que lo acompanan hacen necesario el desarrollo de materiales de sustitucion de los tejidos oseos de alto rendimiento. 18 mil millones de euros en gastos de salud se dedican cada ano en Francia para las enfermedades del sistema osteoarticular y dental, los trastornos musculoesqueleticos son las patologfas ocupacionales mas comunes en los pafses industrializados, mientras que la osteoporosis se desarrolla en los pacientes ancianos; estos hechos definen los contornos de un importante reto social y economico y explican la demanda creciente de biomateriales, implantes con mayor vida util capaces de rellenar las perdidas oseas.

Dado que el recurso a los trasplantes es limitado, y que los materiales de origen animal pueden presentar problemas de biocompatibilidad o riesgos de infeccion, los esfuerzos de investigacion se dirigen a desarrollar biomateriales sinteticos capaces de promover la regeneracion osea.

Se habla en este caso de implantes bioactivos: el material implantado no esta destinado simplemente a rellenar de manera pasiva una perdida osea mientras permanece lo mas inerte posible, sino que por el contrario debe estimular y participar activamente en el mecanismo de regeneracion osea. Esto es particularmente importante en el caso de grandes defectos oseos, para los cuales el mecanismo de autorreparacion ya no funciona.

Actualmente, los principales materiales bioactivos utilizados como sustitutos oseos son las "ceramicas" bioactivas, tales como los fosfatos de calcio y los vidrios bioactivos, denominados tambien "biovidrios".

Las primeras ceramicas bioactivas han sido desarrolladas por L.L. Hench (L.L. Hench et al., J. Biomed, Mater. Res. 1971,2, 117-141, L.L. Hench et al., J. Biomed, Mater. Res. 1973, 7, 25-42).

Los primeros vidrios bioactivos se han preparado a partir de SiO2, P2O5, CaO y Na2O. Los oxidos de silicio y de fosforo son formadores de redes que participan en la cohesion de la red vftrea. Los metales alcalinos y alcalinoterreos como el sodio y el calcio no tienen esta capacidad y modifican la red vftrea al introducir en ella rupturas de cadena que son el origen de la baja temperatura de fusion de estos vidrios asociada con un aumento de desorden estructural. Su presencia tiene como consecuencia una mayor reactividad de los vidrios bioactivos, especialmente a traves de su corrosion en un ambiente acuoso. Esta reactividad permite la formacion de hidroxiapatita en un medio fisiologico y favorece, por lo tanto, la reconstruccion osea.

El biovidrio que ha sido mas estudiado es un vidrio sodo-sflico-fosfo-calcico denominado Bioglass® o biovidrio de Hench. Su composicion basica es 45 % de SO2 - 24,5 % de CaO - 24,5 % de Na2O - 6 % de P2O5, en peso con respecto al peso total de la composicion. Las notables propiedades bioactivas de este material estan mas que demostradas. El Bioglass® sigue siendo actualmente uno de los materiales bioactivos mas interesantes (que induce una respuesta espedfica de las celulas).

Se han realizado numerosos desarrollos en el campo de los vidrios bioactivos desde su descubrimiento (M. Vallet- Regi et al., Eur. J. Inorg. Chem. 2003, 1029-1042), tales como la incorporacion de diferentes atomos o la incorporacion de principios activos. Las composiciones de los vidrios bioactivos han sido optimizadas para favorecer la proliferacion de los osteoblastos y la formacion de tejido oseo (documento WO 02/04606). Se ha propuesto la incorporacion de plata especialmente para conferir propiedades antibacterianas a los vidrios bioactivos (documento WO 00/76486).

La solicitud WO 2009/027594 describe un vidrio bioactivo en el cual se introduce estroncio en cantidades comprendidas entre 0,1 y 10 % del peso total del vidrio bioactivo.

Los vidrios bioactivos se utilizan en la fabricacion de implantes oseos (Anke Lisa Metze et al., Bone and Biomaterials for Bone Tissue Engineering, vol. 541, 2013-01-01, pages 31-39).

Estos materiales bioactivos presentan como caractenstica el ser a la vez biocompatibles, capaces de unirse espontaneamente a los tejidos oseos, de promover la adhesion de las celulas oseas y finalmente de ser bioabsorbibles, siendo reemplazados progresivamente por el tejido oseo recien formado a medida que avanza el crecimiento oseo.

Sin embargo, a pesar de este conjunto de caractensticas muy satisfactorias, la fragilidad de estos materiales limita sus aplicaciones: en efecto, aunque su rigidez sea a menudo superior a la del hueso, su falta de flexibilidad y de tenacidad hacen que los materiales bioactivos no puedan ser implantados en sitios cargados mecanicamente.

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Para paliar este defecto, una solucion ingeniosa es inspirarse en la estructura particular del tejido oseo. Complejo, este consiste principalmente en una trama de composite que mezcla mtimamente una fase inorganica, el mineral oseo constituido por cristales de apatita (fosfato de calcio absorbible), con una fase organica, que es mayoritariamente colageno. De manera notable, tal estructura de composite asocia la rigidez inicial de la parte inorganica con la tenacidad y la flexibilidad natural de las fibras de colageno. Para obtener implantes con propiedades mecanicas cercanas al tejido oseo, una estrategia consiste por lo tanto en combinar materiales bioactivos y polfmeros biodegradables en el seno de una misma matriz de composite o tnbrida.

Para el relleno de grandes defectos oseos, los implantes deben tener, ademas de las caractensticas anteriores, una morfologfa espedfica: esta se inspira en el hueso trabecular, a saber, una estructura altamente porosa constituida por una red tridimensional de macroporos interconectados de varias centenas de micras. En efecto, en el caso de grandes defectos oseos, las celulas del hueso tienen necesidad de una matriz "soporte" extracelular capaz de guiar y de estimular la adhesion, la proliferacion, la diferenciacion celular, a la vez que sea compatible con los procesos de vascularizacion y de invasion tisular.

Tal estructura macroporosa es necesaria tambien para las nuevas aplicaciones previstas en la ingeniena tisular del hueso: se trata, a partir de celulas tomadas del paciente, de fabricar en el laboratorio tejido oseo nuevo que se podra reimplantar a posteriori en el paciente. Para ser llevado a cabo de manera optima, este cultivo tisular debe reposar tambien sobre soportes tridimensionales porosos que permitan una buena adhesion celular, la diferenciacion en celulas maduras, asf como la fabricacion de tejido y, en particular, la biomineralizacion.

En resumen, aunque se han desarrollado numerosos materiales y formulaciones para el relleno de las perdidas oseas, ninguno responde totalmente a las especificaciones que describen el implante ideal, a saber:

- ser biocompatible;

- ser bioactivo: inducir espontaneamente la formacion de un fuerte enlace interfacial con los tejidos oseos, promover la adhesion y la actividad celular;

- ser bioabsorbible;

- tener una morfologfa adecuada basada en una matriz tridimensional de macroporos interconectados;

- tener una buena resistencia mecanica;

- ser derivado de un procedimiento de fabricacion que permita configuracion facil y suficientemente flexible para adaptarse a las numerosas geometnas de los defectos.

Por morfologfa adecuada basada en una matriz tridimensional de macroporos interconectados, se entiende que el tamano, la forma y la distribucion de los poros, asf como el tamano de las interconexiones entre estos poros deben ser controlados.

La invencion tiene por objetivo proponer un material que responda perfectamente a todos estos criterios y que pueda ser fabricado por un procedimiento que permita la realizacion de arquitecturas porosas compuestas de una parte inorganica y de una parte organica, al contrario de los procedimientos de la tecnica anterior.

Con este fin, la invencion propone un procedimiento de fabricacion de un implante para el relleno de defectos oseos, para la regeneracion osea y la ingeniena tisular del hueso en un material segun la invencion, caracterizado porque comprende las siguientes etapas:

a) seleccion de un vidrio bioactivo M a base de SiO2 y CaO, que contiene opcionalmente P2O5 y/o que esta opcionalmente dopado con estroncio,

b) seleccion de un polfmero biodegradable P que es soluble en un disolvente S1 e insoluble en al menos un disolvente S,

c) seleccion de microesferas de un agente porogeno A que tiene los diametros y tamanos correspondientes a los diametros y tamanos de los poros deseados en un material de implante, siendo el material de este agente porogeno A un polfmero insoluble en el disolvente S1 y soluble en el al menos un disolvente S,

siendo identicos el al menos un disolvente S en el cual es insoluble el polfmero biodegradable P y el al menos un disolvente S en el cual es soluble el material del agente porogeno A,

d) introduccion de al menos 60 % en volumen, preferiblemente al menos 70 % (y menos de 100 %) con respecto al volumen total de la mezcla de polfmero biodegradable P - agente porogeno A introducida en el molde, de microesferas del agente porogeno A en un molde que tiene la forma y el tamano deseados para el implante, formando estas microesferas un apilamiento compacto que corresponde a la forma y al tamano de los poros a obtener en el material de implante,

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e) introduccion del poKmero biodegradable P en el molde,

f) gelificacion de la mezcla obtenida en la etapa e) en el molde,

g) desmoldeo de la mezcla obtenida en la etapa f),

h) eliminacion del agente porogeno por lavado con el al menos un disolvente S,

i) reticulacion de la mezcla obtenida en la etapa g),

j) recubrimiento de la mezcla obtenida en la etapa i) con el vidrio bioactivo M o con un material tnbrido H formado

por un polfmero biodegradable identico o diferente del polfmero biodegradable P y del vidrio bioactivo M.

En un primer modo de realizacion del procedimiento de la invencion, la etapa j) se lleva a cabo por impregnacion de la mezcla obtenida en la etapa i) con una suspension, en un disolvente, que contiene partfculas del vidrio bioactivo M o del material tnbrido H, y evaporacion del disolvente.

En un segundo modo de realizacion del procedimiento de la invencion, la etapa j) es una etapa de recubrimiento de la mezcla obtenida en la etapa i) bien con el vidrio bioactivo M o bien con el material tnbrido H, y se lleva a cabo por

inmersion de la mezcla obtenida en la etapa i) bien en un sol (solucion coloidal) que contiene los precursores

alcoxidos del vidrio bioactivo M, para un recubrimiento unicamente con el vidrio bioactivo M, o bien en un sol del material tnbrido, o en un sol de los precursores alcoxidos del vidrio bioactivo M y del polfmero biodegradable del material tnbrido H, para un recubrimiento con el material tnbrido H, seguido de una etapa de gelificacion.

En todos los modos de realizacion del procedimiento de la invencion, el polfmero biodegradable P se elige entre:

- los polfmeros biodegradables solubles en al menos un disolvente S1 e insolubles en al menos un disolvente S elegidos entre:

- los polisacaridos bioabsorbibles, elegidos preferiblemente entre dextrano, acido hialuronico, agar, quitosano, acido algmico, alginato de sodio o de potasio, galactomanano, carragenano, pectina,

- los poliesteres bioabsorbibles, preferiblemente el poli(alcohol vimlico) o el poli(acido lactico) (PLA),

- los polfmeros sinteticos biodegradables, preferiblemente un polietilenglicol o la poli(caprolactona)

- las protemas, preferiblemente la gelatina o el colageno,

y el material del agente porogeno A se elige entre los polfmeros biodegradables insolubles en el al menos un disolvente S1 y solubles en el al menos un disolvente S, preferiblemente se elige entre los polimetacrilatos de alquilo C1 a C4, preferiblemente el polimetacrilato de metilo o el polimetacrilato de butilo, el poliuretano, el acido poliglicolico, las diferentes formas de acidos polilacticos, los copolfmeros de acidos lactico-coglicolicos, la policaprolactona, el fumarato de polipropileno, la parafina, el naftaleno y el acrilonitrilo butadieno estireno (ABS),

siendo el material del agente porogeno A diferente del polfmero biodegradable P.

Mas preferiblemente, el polfmero biodegradable P es un polfmero de origen natural o un polfmero sintetico biodegradable o un poliester bioabsorbible.

Cuando el polfmero biodegradable P esta recubierto con un material tnbrido, preferiblemente la relacion en peso de polfmero biodegradable/vidrio bioactivo M en este material tnbrido esta comprendida entre 10/90 y 90/10, lfmites incluidos, preferiblemente entre 20/80 y 80/20, lfmites incluidos, preferiblemente entre 30/70 y 70/30, lfmites incluidos.

Lo mas preferiblemente, el material tnbrido esta constituido por 70 % en peso de polfmero biodegradable y 30 % en peso de vidrio bioactivo.

El polfmero del material tnbrido del recubrimiento puede ser identico o diferente que el polfmero biodegradable P.

Cuando el polfmero biodegradable P esta recubierto con el vidrio bioactivo M solo, entonces preferiblemente la relacion en peso de polfmero biodegradable P/vidrio bioactivo M esta comprendida preferiblemente entre 50/50 y 90/10, preferiblemente entre 60/40 y 80/20.

Tambien preferiblemente, el vidrio bioactivo M es un vidrio a base de SiO2 y de CaO, el polfmero biodegradable P es gelatina, el material de las microesferas de agente porogeno A es polimetacrilato de metilo y el disolvente S es acetona.

Sin embargo, el vidrio bioactivo preferido es un vidrio constituido por 75 % en peso de SO2 y 25 % en peso de CaO, o un vidrio constituido por 75 % en peso de SiO2, 20 % en peso de CaO y 5 % en peso de SrO.

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El procedimiento de la invencion puede comprender ademas una etapa de introduccion de un agente de acoplamiento, preferiblemente un compuesto organoalcoxisilano, mas preferiblemente el 3- glicidoxipropiltrimetoxisilano (GPTMS) e incluso mas preferiblemente el 3-glicidoxipropiltrietoxisilano (GPTES) en la etapa e).

Tambien puede comprender ademas, despues de la etapa d), y antes de la etapa e), una etapa de expansion de las interconexiones, mediante la infiltracion de un disolvente del material del agente porogeno A, en el apilamiento de las microesferas de agente porogeno A y/o por calentamiento de este apilamiento.

La invencion propone tambien un material de implante, para el relleno de defectos oseos, para la regeneracion osea y la ingeniena tisular del hueso, obtenido por el procedimiento segun la invencion,

caracterizado porque comprende:

• un vidrio bioactivo M a base de SO2 y CaO, que contiene opcionalmente P2O5 y/o que esta opcionalmente dopado con estroncio, y

• un poffmero biodegradable P soluble en al menos un disolvente S1 elegido entre:

- los polisacaridos bioabsorbibles, preferiblemente elegidos entre dextrano, acido hialuronico, agar, quitosano, acido algmico, alginato de sodio o de potasio, galactomanano, carragenano, pectina,

- los poliesteres bioabsorbibles, preferiblemente el poli(alcohol vimlico) o el poli(acido lactico),

- los poffmeros sinteticos biodegradables, preferiblemente un polietilenglicol, o la poli(caprolactona), y

- las protemas, preferiblemente la gelatina o el colageno,

y porque consiste en una matriz que comprende al menos el poffmero biodegradable P recubierto con vidrio bioactivo M o con un material tffbrido H formado por el vidrio bioactivo M y un poffmero biodegradable identico o diferente del poffmero biodegradable P, teniendo esta matriz al menos un 70 % en numero de poros que tienen al menos una interconexion con otro poro y la forma de esferas o de poliedros que se inscriben en una esfera, estando comprendido el diametro de las esferas entre 100 y 900 pm, preferiblemente entre 200 y 800 pm, ffmites incluidos, con una diferencia entre el diametro de la esfera mas pequena o la mas grande que es como maximo del 70 %, preferiblemente como maximo del 50 %, mas preferiblemente como maximo del 30 %, con respecto al diametro medio aritmetico del conjunto de las esferas del implante y teniendo las interconexiones entre los poros su dimension mas pequena comprendida entre 25 pm y 250 pm, ffmites incluidos.

La invencion propone finalmente un implante para el relleno de defectos oseos, para la regeneracion osea y la ingeniena tisular del hueso, caracterizado porque comprende un material segun la invencion u obtenido por el procedimiento de fabricacion de un implante segun la invencion.

La invencion se comprendera mejor y otras caractensticas y ventajas de la misma apareceran mas claramente con la lectura de la descripcion explicativa que sigue y que se hace con referencia a las figuras adjuntas en las que:

- la figura 1 representa una vista en seccion tomada con el microscopio electronico de barrido del implante de la invencion obtenido en el ejemplo 1, con un aumento de x70,

- la figura 2 es una representacion esquematica del material de implante segun la invencion,

- la figura 3 representa una fotograffa tomada con microscopio electronico de barrido de un implante de la invencion, cuya matriz esta constituida por gelatina recubierta con un vidrio bioactivo, con un aumento de x100,

- la figura 4 representa una fotograffa tomada con microscopio electronico de barrido, a x50 aumentos, de una seccion de un material de implante de la tecnica anterior preparado por un procedimiento de liofilizacion, descrito en Kim et al. "Hydroxyapatite and gelatin composite foams processed via novel freeze-drying and crosslinking for use as temporary hard tissue scaffolds" J Biomed Mater Res 72A: 136-145, 2005

- la figura 5 representa una fotograffa tomada con microscopio electronico de barrido con un aumento de x200 de un material de implante de la tecnica anterior preparado por un procedimiento de separacion de fases inducida termicamente descrito en Blaker et al. "Mechanical properties of highly porous PDLLA/Bioglass® composite foams as scaffolds for bone tissue engineering" Acta Biomater 2005, 1, 643-52,

- la figura 6 representa una fotograffa tomada con microscopio electronico de barrido con un aumento de x50, de un material de implante tffbrido con una relacion en peso de gelatina/vidrio de 70/30, obtenido por un procedimiento que comprende una etapa de aumento del tamano de las interconexiones entre poros por infiltracion con una mezcla de acetona-etanol al 30 % en volumen de acetona, con relacion al volumen total de la mezcla durante 5 minutos por infiltracion con la mezcla en el apilamiento de las microesferas de agente porogeno, solo,

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- la figura 7 es una fotograffa tomada con microscopio electronico de barrido a un aumento de x50 del mismo material de implante que se representa en la figura 6, pero despues de infiltracion con una mezcla de acetona-etanol al 30 % en volumen de acetona, con respecto al volumen total de la mezcla, durante 15 minutos, con la mezcla en el apilamiento de las microesferas de agente porogeno, solo,

- la figura 8 es una fotograffa tomada con microscopio electronico de barrido a un aumento de x50 del material representado en la figura 6 y en la figura 7 obtenido por el procedimiento de la invencion despues del aumento del tamano de las interconexiones entre los poros por infiltracion de la mezcla de acetona-etanol al 30 % en volumen de acetona, con respecto al volumen total de la mezcla, durante 30 minutos, con la mezcla en el apilamiento de las microesferas de agente porogeno, solo,

- la figura 9 es una curva que representa el aumento del tamano de las interconexiones entre poros por infiltracion con una mezcla de acetona-etanol al 30 % en volumen de acetona, con respecto al volumen total de la mezcla, en funcion de este tiempo de infiltracion,

- la figura 10 es una fotograffa tomada con microscopio electronico de barrido a un aumento de x100 de un material de implante tffbrido constituido por 70 % de gelatina y 30 % de vidrio, en peso, segun la invencion obtenido por el procedimiento de la invencion despues del aumento del tamano de las interconexiones de los poros por calentamiento del apilamiento de microesferas de agente porogeno, solo, a 125 °C durante 15 minutos, bajo aire,

- la figura 11 es una fotograffa tomada con microscopio electronico de barrido a un aumento de x100 del material de implante representado en la figura 10, pero despues del aumento del tamano de las interconexiones de los poros por calentamiento a 125 °C durante una hora del apilamiento de microesferas del agente porogeno, solo, antes de la infiltracion con el material tffbrido constituido por 70 % de gelatina y 30 % de vidrio, en peso,

- la figura 12 es una fotograffa tomada con microscopio electronico de barrido a un aumento de x100 de la misma composicion de material de implante segun la invencion que se representa en la figura 10 y 11, obtenido por un procedimiento despues del aumento del tamano de las interconexiones de los poros por calentamiento a 125 °C del apilamiento de microesferas del agente porogeno, solo, durante 2 horas, y

- la figura 13 representa la curva que muestra la evolucion del tamano de las interconexiones entre poros en funcion del tiempo de calentamiento a 125 °C del apilamiento de microesferas de agente porogeno, solo.

En el texto anterior y en el que sigue, los siguientes terminos tienen las siguientes definiciones:

- "interconexion o interconexiones entre poros": abertura o aberturas que permiten el paso de un poro a otro,

" medio acuoso" o "disolvente acuoso": todo medio ffquido que contiene agua, o agua sola,

" biodegradable": degradable en un ffquido fisiologico, por ejemplo, una solucion salina tamponada (SBF),

- "bioabsorbible": eliminable en un medio fisiologico que contiene celulas biologicas,

- "diametro medio aritmetico del conjunto de los poros": suma de los diametros de los poros/numero de poros,

- "poro esferico" o "esfera": poro o esfera cuya relacion del diametro mas pequeno al diametro mas grande es de 0,9 ± 0,1,

- "poliedro que se inscribe en una esfera": poliedro que se inscribe en una esfera que tiene en todos los puntos el mismo diametro, siendo las diferencias entre los diferentes diametros del poliedro que se inscribe en esta esfera como maximo de ± 15 % del diametro de la esfera en la que se inscribe,

- "apilamiento compacto de microesferas de agente porogeno A": apilamiento de microesferas de agente porogeno A en el que al menos un 60 % en numero, mas preferiblemente al menos un 70 % en numero, de las microesferas estan en contacto unas con otras, en ausencia del poffmero biodegradable P y permanecen en contacto unas con otras cuando la mezcla de poffmero biodegradable P-agente porogeno A esta en el molde.

Se puede obtener tal apilamiento compacto de microesferas de agente porogeno A por centrifugacion de la mezcla de microesferas de agente porogeno A - poffmero biodegradable P o tambien aplicando una presion negativa (vado) o una presion positiva (superior a la presion atmosferica) sobre la mezcla de microesferas de agente porogeno A - poffmero biodegradable P introducida en el molde, antes y durante la gelificacion de esta mezcla.

El material de implante para el relleno de defectos oseos, para la regeneracion osea y la ingeniena tisular del hueso de la invencion se describira en relacion con las figuras 1 y 2.

Como se ve en las figuras 1 a 3, el material de implante de la invencion comprende una matriz, senalada con 1 en las figuras 1 y 2, de un material que comprende una parte organica y una parte inorganica.

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Este material es biocompatible, bioactivo, bioabsorbible y como se ve en las figuras 1 a 3, tiene una morfologfa muy regular, en terminos de distribucion de poros, senalados con 2 en las figuras 1 a 3, en terminos de forma de poro, al contrario que los materiales de la tecnica anterior que tienen una distribucion, un tamano y una forma de poros anarquicos, como se puede ver en las figuras 4 y 5 que representan respectivamente fotograffas tomadas con microscopio electronico de barrido de materiales de implante obtenidos por un procedimiento de liofilizacion (figura 4) y un procedimiento de separacion de fases inducida termicamente (figura 5).

En particular, este material tiene los poros en forma de esferas cuyo diametro, senalado como 3 en la figura 2, es preferiblemente identico en todos los puntos, de tal modo que la relacion del diametro mas pequeno al diametro mas grande es de 0,9 ± 0,1 o incluso en forma de poliedros que se inscriben en dicha esfera, siendo las diferencias entre los diametros en diferentes puntos del poliedro que se inscribe en esta esfera, como maximo, de mas o menos el 15 % del diametro de la esfera en la que se inscriben.

Al menos el 70 % en numero de los poros del material de implante de la invencion tienen estas formas.

Los materiales de implante de la invencion pueden tener tamanos de poros que se situan en un intervalo muy grande de 100 pm a 900 pm, preferiblemente de 200 pm a 800 pm, lfmites incluidos, con una diferencia entre el diametro de la esfera mas pequena o la mas grande que es como maximo de 70 %, preferiblemente como maximo de 50 %, mas preferiblemente como maximo de 30 %, con respecto al diametro medio aritmetico del conjunto de las esferas del implante en asociacion con las interconexiones, senaladas con 4 en las figuras 1 a 3, entre los poros cuya dimension mas pequena esta comprendida entre 25 pm y 250 pm, lfmites incluidos.

Asf, tal forma y distribucion de tamanos de poros asf como tales tamanos de interconexiones entre los poros son muy favorables para llevar a las celulas al crecimiento oseo y a la invasion tisular como ha sido demostrado por Karageorgiou et al., "Porosity of 3D biomaterial scaffolds and osteogenesis" Biomaterials 2005, 26, (27), 5474-5491.

Sin embargo, en el caso de este artfculo, tales formas de poros se habfan obtenido sobre un implante enteramente de ceramica bioactiva, es decir, en un fosfato de calcio (hidroxiapatita).

Sin embargo, tales ceramicas tienen el inconveniente de no presentar la flexibilidad requerida para un implante oseo. Su procedimiento de fabricacion no se puede aplicar a un material que comprende una parte organica, como el de la invencion, porque este implica una etapa de sinterizacion a temperaturas del orden de 800 °C, a las cuales la parte organica se desintegra.

Tales distribuciones de tamano no se alcanzan nunca en los materiales de implantes que comprenden una parte organica y una parte inorganica resultantes de los procedimientos de la tecnica anterior para los cuales los poros tienen tamanos generalmente muy inferiores a 200 pm con interconexiones de tamanos muy inferiores.

Existen muchos materiales de implantes procedentes de los procedimientos de formacion de espuma, pero estos tienen entonces distribuciones de tamano de poros y de interconexiones muy grandes, no controladas, pudiendo alcanzar la porosidad incluso el milfmetro, lo que no es favorable para la resistencia mecanica del implante.

El documento WO 2013/023064 describe dos procedimientos para obtener una matriz de composite que tiene poros cuyo tamano permite la infiltracion de las celulas y el crecimiento interno del hueso. En el primer procedimiento, se obtiene un material fibroso (que, por lo tanto, no tiene poros esfericos con una distribucion de tamano controlada). En el segundo procedimiento, que es un procedimiento de moldeo con disolvente, la porosidad se puede aumentar por la adicion de un agente porogeno. Pero el ejemplo 1B que describe este procedimiento, cuando se reprodujo no ha permitido obtener un implante, como se demuestra en el ejemplo comparativo que se describe mas adelante.

Como se vera mas adelante, gracias al procedimiento de fabricacion de los implantes de la invencion, es posible controlar la dispersion del conjunto de tamanos de poros y de interconexiones de la matriz, lo que no era posible en los procedimientos de la tecnica anterior donde la porosidad generada se distribrna de manera aleatoria en sus intervalos respectivos.

La matriz 1 esta constituida por una fase organica y una fase inorganica.

La fase inorganica es un vidrio bioactivo M.

Las ceramicas bioactivas y los vidrios bioactivos son bien conocidos por los expertos en la tecnica y estan descritos en particular en L. L. Hench et al., J. Biomed. Mater. Res. 1971, 2, 117-141; L.L. Hench et al., J. Biomed. Mater. Res. 1973, 7, 25-42 para las ceramicas bioactivas y en M. Vallet-Regi et al., Eur. J. Inorg. Chem. 2003, 1029-1042 y en los documentos WO 02/04606, WO 00/76486 y WO 2009/027594, en particular. En la invencion, se utiliza unicamente un vidrio bioactivo.

La parte organica del material de implante de la invencion es un polfmero biodegradable P elegido entre:

- los polisacaridos bioabsorbibles, preferiblemente elegidos entre dextrano, acido hialuronico, agar, quitosano, acido algmico, alginato de sodio o de potasio, galactomanano, carragenano, pectina,

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- los poliesteres bioabsorbibles, preferiblemente el poli(alcohol vimlico) o el poli(acido lactico),

- los polfmeros sinteticos biodegradables, preferiblemente un polietilenglicol o la poli(caprolactona), y

- las protemas, preferiblemente la gelatina o el colageno.

Por supuesto, cuando el agente porogeno A esta en poli(acido lactico)) o en poli(caprolactona), el polfmero biodegradable (P) estara en un polfmero diferente.

La matriz 1 puede consistir en el vidrio bioactivo M y el polfmero biodegradable P que forman un material composite, es decir que las dos fases, el vidrio bioactivo M y el polfmero biodegradable P coexisten en la arquitectura de la matriz. Este no es el caso en la invencion.

La matriz 1 puede estar constituida tambien por el vidrio bioactivo M y el polfmero biodegradable P que forman un material tnbrido, es decir que forman una sola fase. En este caso, el material tnbrido se obtiene formando un sol que contiene todos los precursores alcoxidos del vidrio bioactivo, anadiendo el polfmero biodegradable deseado para el material tnbrido H en este sol y gelificando la solucion asf obtenida mediante una sucesion de reacciones de polimerizacion (polimerizacion sol-gel de la fase inorganica) (condensacion de alcoxidos). Se obtiene entonces una mezcla tnbrida que asocia mtimamente la fase mineral y la fase organica. Este no es el caso en la invencion.

El material tnbrido se distingue asf del material composite por una integracion mtima entre las dos fases organica e inorganica, siendo estas dos fases indistinguibles (excepto a escala molecular) en el caso de una mezcla tnbrida. Esto, una vez mas, no es el caso en la invencion.

En efecto, en la invencion, la matriz 1 esta formada por el unico polfmero biodegradable P, polfmero que esta recubierto con el vidrio bioactivo M, por ejemplo por impregnacion de la matriz 1 en polfmero biodegradable P en una suspension del vidrio bioactivo M o cuando la matriz 1 es recubierta con el material H tnbrido sumergiendo la matriz 1 formada unicamente del polfmero biodegradable P en un sol del material tnbrido, o en un sol de los precursores alcoxidos del vidrio bioactivo M y del polfmero biodegradable del material tnbrido H.

En los dos casos, la matriz 1 se secara a continuacion para permitir el deposito de las partfculas de vidrio bioactivo M o la gelificacion del sol, segun el caso.

El material de implante de la invencion se obtiene por un procedimiento que recurre a un agente porogeno A que esta constituido por microesferas de un polfmero soluble en al menos un disolvente S en el cual el polfmero biodegradable P no es soluble por sf mismo. .

Por lo tanto, el procedimiento de la invencion consiste en apilar las microesferas de agente porogeno A en un material polimerico, diferente del polfmero biodegradable P, en un molde que tiene la forma y el tamano correspondiente a la geometna del defecto oseo a rellenar o del defecto donde se desea la regeneracion osea. Este apilamiento es un apilamiento compacto como se ha definido anteriormente.

Estas microesferas de agente porogeno A permiten obtener al final poros cuyo tamano y distribucion corresponderan en negativo al apilamiento de las microesferas del agente porogeno A realizada inicialmente.

Ademas, al menos el 70 % en numero de los poros formados tendran la forma de esferas perfectas, es decir, tendran en todos los puntos un diametro igual o tendran una relacion del diametro mas pequeno al diametro mas grande de 0,9 ± 0,1 o, para los poros mas grandes, tendran la forma de un poliedro que se inscribe en una esfera que tiene en todos los puntos el mismo diametro, siendo las diferencias entre los diametros en diferentes puntos del poliedro que se inscribe en esta esfera como maximo de mas o menos el 15 % del diametro de la esfera en la que se inscriben.

En efecto, el material destinado a constituir la matriz 1 se infiltrara a continuacion, en el apilamiento de las perlas de microesferas de los agentes porogenos A, despues, se solidificara para ser poder ser retirado del molde sin cambiar la forma ni el tamano del apilamiento del implante deseado. El agente porogeno A se eliminara entonces permitiendo la obtencion del material de implante de la invencion.

Como se ve, este procedimiento no utiliza ningun tratamiento termico a alta temperatura para sinterizar el vidrio bioactivo M, siendo la unica temperatura necesaria la temperatura de evaporacion del disolvente utilizado.

En el procedimiento de la invencion, la matriz 1 esta constituida unicamente por el polfmero biodegradable P y es recubierta a continuacion ya sea con vidrio bioactivo M, o ya sea con un material tubrido constituido por un polfmero biodegradable y el vidrio bioactivo M.

Como se vera claramente, la invencion reside en la asociacion razonable de la eleccion de tres materiales: el material que constituye el polfmero biodegradable P, el material que constituye el agente porogeno A y el disolvente S del agente porogeno A que no debe disolver el polfmero biodegradable P.

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El material del poKmero biodegradable P que forma parte del material de implante debe ser un poUmero biocompatible.

El material del agente porogeno A debe ser un material, por ejemplo un polfmero, cuyo disolvente es un no disolvente del polfmero biodegradable P.

Se comprende entonces que la eleccion de uno de los tres elementos del tno "polfmero biodegradable P - agente porogeno A - disolvente S del agente porogeno" no se puede hacer independientemente de la eleccion de la otros.

Los polfmeros biodegradables P deben ser solubles en al menos un disolvente S1 e insolubles en al menos un disolvente S.

El disolvente S1 puede ser agua, un medio acuoso o un disolvente organico. Lo mismo ocurre con el disolvente S. Entre los polfmeros biodegradables P utilizables se encuentran:

- los polisacaridos bioabsorbibles, preferiblemente elegidos entre dextrano, acido hialuronico, agar, quitosano, acido algmico, alginato de sodio o de potasio, galactomanano, carragenano, pectina,

- los poliesteres bioabsorbibles, preferiblemente el poli(alcohol vimlico) o el poli(acido lactico),

- los polfmeros sinteticos biodegradables, preferiblemente un polietilenglicol o la poli(caprolactona), y

- las protemas, preferiblemente la gelatina o el colageno.

Todos estos polfmeros son solubles en al menos un disolvente S1 e insolubles en al menos un disolvente S.

En el caso de los polietilenglicoles, estos polfmeros son solubles en agua y en muchos disolventes organicos, excepto el eter dietflico y el hexano.

El material que constituye el agente porogeno A debe ser soluble en el al menos un disolvente S en el que el polfmero biodegradable P es insoluble.

Son ejemplos de tales materiales los polimetacrilatos de alquilo de C1 a C4, preferiblemente el polimetacrilato de metilo (PMMA) o el polimetacrilato de butilo, el poliuretano, el acido poliglicolico, las diferentes formas de acidos polilacticos, los copolfmeros de acidos lactico-coglicolicos, la policaprolactona, el fumarato de polipropileno, la parafina y el naftaleno, y el acrilonitrilo butadieno estireno (ABS)

Los ejemplos de polfmeros que entran en la composicion del material tnbrido H destinado a recubrir el polfmero biodegradable P en los modos de realizacion del procedimiento de la invencion son los mismos que los citados para el polfmero biodegradable P. Pero este polfmero y el polfmero biodegradable P pueden ser identicos o diferentes el uno del otro.

El material del agente porogeno A tambien debe ser diferente del polfmero biodegradable P.

En todos los casos, el disolvente del material del agente porogeno A no debe ser un disolvente para el material elegido para servir de polfmero biodegradable P.

Los disolventes S son en particular acetona, etanol, cloroformo, diclorometano, hexano, ciclohexano, benceno, eter dietflico, hexafluoroisopropanol.

En la invencion, preferiblemente, el polfmero biodegradable P sera la gelatina, las microesferas del agente porogeno A seran de polimetacrilato de metilo, el disolvente S sera acetona y el disolvente S1 sera el agua.

En el procedimiento de fabricacion de material de implante de la invencion, la introduccion de las microesferas en el molde se puede hacer antes de la introduccion del polfmero biodegradable P.

Sin embargo, tambien es posible introducir primero el polfmero biodegradable P en el molde, y despues verter en el las microesferas del agente porogeno A.

Para obtener un material del cual al menos un 70 % en numero de los poros tienen al menos una interconexion con otro poro, la cantidad de agente porogeno A introducida en el polfmero biodegradable P debe representar al menos un 60 %, preferiblemente al menos un 70 % en volumen, del volumen total de la mezcla de polfmero biodegradable P - agente porogeno A introducida en el molde.

El tamano de las interconexiones esta relacionado con el tamano del punto de contacto entre las esferas porogenas en el apilamiento de esferas realizado. El aumento del tamano de las interconexiones generadas, con diametro poroso constante, es posible mediante la adicion de una etapa que consiste en una fusion parcial de las esferas porogenas en el apilamiento inicialmente realizado, de manera que se aumente el tamano de su punto de contacto.

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Esta fusion se puede hacer por infiltracion de un disolvente del material de la invencion sobre el apilamiento del agente porogeno A, o bien por calentamiento del apilamiento de las microesferas de agente porogeno realizado, o bien los dos a la vez, de manera que se pueda realizar la disolucion superficial de las esferas y permitir su fusion parcial.

Las figuras 6 a 8 muestran el efecto del aumento del tamano de estas interconexiones por infiltracion de una mezcla acetona-etanol al 30 % en volumen de acetona, con respecto al volumen total de la mezcla, despues de 15 minutos, 30 minutos. y 1 hora de infiltracion.

Esta infiltracion tiene lugar directamente sobre el apilamiento de microesferas de agente porogeno, antes de la introduccion del vidrio bioactivo M y/o del polfmero biodegradable P.

La figura 9 representa este efecto de aumento en forma de curva.

Las figuras 10 a 12 muestran el efecto del aumento del tamano de estas interconexiones por calentamiento a 125 °C del apilamiento de las microesferas de agente porogeno, antes de la introduccion del vidrio bioactivo M y/o del polfmero biodegradable P, durante 15 minutos, 1 hora y 2 horas.

La figura 13 representa este efecto de aumento en forma de curva.

Para que se comprenda mejor la invencion, se van a describir ahora, a tttulo meramente ilustrativo y no limitativo, varios ejemplos de realizacion.

Ejemplo 1

Fabricacion de un implante en un material composite de gelatina, como polfmero biodegradable P, y un vidrio bioactivo constituido por 75 % de SiO2 y 25 % de CaO, en peso, con respecto al peso total del vidrio, como vidrio bioactivo M (no forma parte de la invencion).

La gelatina ha sido elegida como material para el polfmero biodegradable P porque es un biopolfmero natural, biocompatible, economico y facilmente disponible. La gelatina tambien se deriva del colageno presente en forma natural en los huesos. Ya se utiliza por otra parte en el marco de aplicaciones clmicas, apositos, adhesivos y encapsulaciones de sustancias farmaceuticas.

Se ha elegido un vidrio bioactivo debido a su gran capacidad para inducir la mineralizacion, a la posibilidad de dar forma a sus propiedades texturales y morfologicas (porosidad, tamano y por lo tanto superficie espedfica) a escala nanometrica, a la amplia gama de composiciones bioactivas que es posible formular, anadiendo por ejemplo elementos anti-inflamatorios u osteoinductores, y, finalmente, es la combinacion de sus propiedades de bioactividad y de bioabsorbabilidad la que hace a los biomateriales los mas prometedores para la regeneracion osea, especialmente con respecto a los fosfatos de calcio (ceramica bioactiva), que en general son menos bioactivos o menos absorbibles.

Las microesferas son microesferas de polimetacrilato de metilo. Este material ha sido elegido porque se puede disolver facilmente en numerosos disolventes.

Ademas, si los residuos de polimetacrilato de metilo no eliminados llegan a permanecer en el material de implante, la buena biocompatibilidad de este polfmero con los tejidos humanos es una buena garantfa de que el implante no presentara ningun riesgo de citotoxicidad.

El agente porogeno estaba en forma de partfculas esfericas, es decir, perlas de polimetacrilato de metilo.

Sus diametros se pueden elegir entre varias decenas a varias centenas de micras, dependiendo de las aplicaciones. La porosidad del material de implante de la invencion que se obtendra finalmente se puede controlar en estos dos puntos; en primer lugar, el diametro de los poros que se obtendra depende directamente del diametro de las partfculas porogenas iniciales. Por lo tanto, es suficiente ajustar la granulometna de las microesferas de polimetacrilato de metilo iniciales para obtener muy facilmente la porosidad deseada. En segundo lugar, el tamano de las interconexiones entre los poros depende directamente del tamano de la zona de contacto entre las perlas de polfmeros en el apilamiento inicial. El tamano de esta zona de contacto se puede modificar haciendo fusionar entre ellas las partfculas de polfmero iniciales, por medio de un disolvente, o por un tratamiento termico preliminar. Este procedimiento ha sido ya descrito por Descamps et al., "Manufacture of macroporous beta-tricalcium phosphate bioceramics". Journal of the European Ceramic Society 2008, 28, (1), 149-157 y "Synthesis of macroporous beta- tricalcium phosphate with controlled porous architectural". Ceramics International 2008, 34, (5), 1131-1137.

En este ejemplo, se han utilizado el polfmero biodegradable y el vidrio bioactivo para obtener una matriz de composite.

Por lo tanto, en este ejemplo, la primera etapa consistio en colocar en un molde del tamano y forma deseados para el implante, las partfculas de agentes porogenos constituidas por microesferas de polimetacrilato de metilo.

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En una segunda etapa, se introdujo el polvo de vidrio bioactivo.

La granulometna del polvo de vidrio bioactivo juega un papel importante en la obtencion de una matriz de composite homogenea. Preferiblemente, la granulometna del polvo de vidrio bioactivo debe ser muy inferior a 50 pm. Idealmente, el tamano de las partfculas de polvo debe ser del orden de micrometros o incluso del orden de nanometros hasta algunas centenas de nanometros. Tal finura se puede obtener por medio de un molino de bolas planetario, por ejemplo.

En una tercera etapa, se introduce la gelatina, previamente disuelta en agua tibia. La mezcla composite se homogeneiza a continuacion.

En una cuarta etapa, la mezcla obtenida en la tercera etapa se gelifica durante varias horas en el molde, asegurando la deshidratacion parcial de la gelatina la formacion de la mezcla.

Esta operacion se realiza a una temperatura comprendida entre 0 °C y 60 °C, inclusive, con el fin de no degradar la matriz.

En una quinta etapa, las microesferas de agente porogeno de polimetacrilato de metilo se eliminan mediante lavado con acetona.

La acetona tiene varias ventajas: en primer lugar, las perlas de polimetacrilato de metilo se disuelven facilmente en acetona y la gelatina, a su vez, es insoluble en acetona.

La acetona permite ademas continuar, si es necesario, la deshidratacion de la gelatina.

Finalmente, es un disolvente de uso muy comun, relativamente economico, particularmente disponible, que no representa riesgos serios de toxicidad.

Despues de varias etapas de lavado, la impronta inicial de las microesferas de polimetacrilato de metilo se elimina completamente y se obtiene el material final en forma de un bloque macroporoso de bio-composite de vidrio bioactivo/gelatina.

La biodegradabilidad de este material de implante en un medio vivo y su resistencia mecanica se pueden ajustar mas facilmente mediante la reticulacion de la gelatina durante una ultima etapa de inmersion en una solucion de un agente reticulante como por ejemplo genipina, carbodiimida, glutaraldetndo, formaldetndo.

Sin embargo, esta etapa es opcional.

Las estructuras obtenidas se pueden lavar sin ningun dano en banos de etanol, con el fin de eliminar eventuales residuos indeseables, tales como cloruros, acetona, etc.

En este ejemplo, se ha obtenido un material de implante que comprende 60 % en peso de vidrio bioactivo y 40 % en peso de gelatina, con respecto a la masa total del implante.

Ejemplo 2

Fabricacion de un material de implante segun la invencion con una matriz de material hfbrido (no forma parte de la invencion)

Se ha empezado por la etapa de apilamiento de las microesferas de agente porogeno de polimetacrilato de metilo en un molde que tiene la geometna deseada para el implante.

En una segunda etapa, se ha vertido la mezcla hfbrida en el molde que contiene el apilamiento de perlas.

Una centrifugacion o una infiltracion a presion o una infiltracion a vacfo se pueden utilizar para ayudar a la mezcla tnbrida a rellenar los intersticios entre las microesferas de polimetacrilato de metilo.

El material tnbrido se ha obtenido por un procedimiento sol-gel.

En este procedimiento, un sol que contiene todos los precursores alcoxidos del vidrio bioactivo es llevado a gelificarse por una sucesion de reacciones de polimerizacion.

En el caso del presente ejemplo, se anadio la gelatina (el polfmero biodegradable P) antes de la gelificacion del sol, para obtener una mezcla tnbrida.

Para la realizacion de material hnbrido, una dificultad principal es que se deben evitar los tratamientos termicos a temperaturas altas y medias, es decir, superiores a 150 °C.

Sin embargo, en los procedimientos descritos en la tecnica anterior y especialmente en Lin, S. et al., "Nanostructure evolution and calcium distribution in sol-gel derived bioactive glass". Journal of Materials Chemistry 2009, 19, (9),

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1276-1282, estos tratamientos termicos son indispensables para la obtencion de una red vftrea homogenea, especialmente para la incorporacion de calcio al seno de la red de silicato.

La utilizacion de un precursor alcoxido para el calcio permite la incorporacion del calcio en la fase inorganica sin tratamiento termico.

5 Sin embargo, la muy grande reactividad de los alcoxidos de calcio frente a las reacciones de hidrolisis/condensacion en presencia de agua hacen que el sol obtenido sea muy inestable, que la polimerizacion sol-gel tenga lugar de forma extremadamente rapida, lo que ha hecho imposible hasta ahora su manipulacion para lograr un implante poroso y tampoco ha permitido una buena incorporacion del calcio en la red de silicato. Por lo tanto, los autores de esta invencion han descubierto que limitando al maximo la introduccion de agua en el sol y utilizando un precursor 10 alcoxido diferente del utilizado en la bibliograffa (Ramila A. et al., "Synthesis routes for bioactive sol-gel glasses: alkoxides versus nitrates", Chemistry of Materials 2002, 14, (12), 542-548) (es decir, el metoxietoxido de calcio), es posible aumentar en gran medida la estabilidad del sol. Las reacciones de hidrolisis/condensacion son entonces suficientemente lentas para permitir una incorporacion homogenea del calcio en la red de silicato, permaneciendo suficientemente rapidas para permitir la polimerizacion de la fase inorganica. En el ejemplo, los precursores 15 alcoxidos de silicio y de calcio se mezclan juntos en una solucion alcoholica ligeramente acidificada. Preferiblemente, los precursores alcoxidos son el tetraetoxisilano y el etoxido de calcio. A continuacion, se anade a esta mezcla la gelatina previamente disuelta para la obtencion de un sol hforido. Los unicos aportes de agua se hacen por intermedio del acido y de la solucion de gelatina: esto es suficiente para permitir las reacciones de hidrolisis/condensacion al tiempo que las limita fuertemente para tener un sol estable y manipulable entre algunos 20 minutos y algunas horas segun las proporciones de los reactivos.

El material de implante se obtiene entonces aplicando las etapas cuarta y quinta como las realizadas en el ejemplo

1.

Ya sea durante la preparacion de la mezcla composite o de la mezcla hfbrida, puede ser ventajoso anadir un agente de acoplamiento a la mezcla, tal como un organo-alcoxisilano.

25 Por ejemplo, este se puede anadir simplemente a la solucion acuosa del polfmero biodegradable P, aqrn la gelatina. El papel del agente de acoplamiento es funcionalizar la gelatina, para permitir el establecimiento de enlaces covalentes con la fase inorganica (red de silicato del vidrio bioactivo). En el caso de una mezcla composite, el acoplamiento permite obtener partfculas de vidrio bioactivo unidas a la superficie de la gelatina. En el caso de una mezcla hfbrida, se obtiene un verdadero copolfmero organo-mineral. Lo interesante es poder controlar la 30 degradabilidad del implante de composite o hfbrido, asf como su resistencia mecanica, actuando simplemente sobre el grado de afinidad entre las fases organica e inorganica.

Un ejemplo de agente de acoplamiento utilizado con exito en la invencion es el GPTMS (3- glicidoxipropilmetoxisilano), que es soluble en una solucion acuosa de gelatina.

Ejemplo 3

35 Fabricacion de un material de implante segun la invencion con una matriz de polfmero biodegradable P recubierto con vidrio bioactivo.

En este ejemplo, el agente porogeno A era microesferas de PMMA con un diametro de 200 a 400 pm que representaban el 70 % en volumen del volumen total de la mezcla introducida en el molde.

Se ha procedido a continuacion como en el ejemplo 2, excepto que en la segunda etapa, solo se ha introducido la 40 gelatina, y que despues de la quinta etapa de eliminacion por lavado de las microesferas de polimetacrilato de metilo, el polfmero biodegradable P, aqrn la gelatina ha sido reticulada en una solucion de glutaraldehfdo.

El disolvente S1 aqrn es agua y el disolvente S es acetona.

A continuacion, la matriz de polfmero biodegradable P se sumerge en una suspension del vidrio bioactivo M o tambien se sumerge en un sol que contiene todos los precursores alcoxidos del vidrio bioactivo M.

45 En los dos casos, la matriz 1 se seca luego para permitir el deposito de las partfculas de vidrio bioactivo M o la gelificacion del sol segun el caso.

La relacion en peso de polfmero biodegradable P/vidrio bioactivo era de 70/30.

Ejemplo 4:

Fabricacion de un material hfbrido (no forma parte de la invencion).

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• Tetraetilortosilicato TEOS

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Etoxido de calcio Ca(OEt)2 3-glicidoxipropiltrimetoxisilano GPTMS HCl 2 M y HCl 10 mM Etanol absoluto Gelatina tipo B Acetona Protocolo:

1. Llenar un tubo de polietileno de 32 mm de alto y 9 mm de diametro con perlas de PMMA hasta una altura de aproximadamente 10 mm.

2. Mezclar 7,80 g de TEOS y 6,39 g de etanol en un frasco.

3. Agitar durante 15 minutos con ayuda de un agitador magnetico.

4. Anadir 1,35 mL de HCl 2 M a la mezcla de etanol + TEOS.

5. Agitar durante 30 minutos.

6. Pesar 6,39 g de etanol en otro frasco.

7. Anadir 1,74 g de etoxido de calcio.

8. Agitar 15 min.

9. Anadir el sol que contiene el TEOS a la solucion de etoxido de calcio.

10. Agitar al menos 1 hora.

11. Disolver 1,26 g de gelatina tipo B y 0,63 g de GPTMS en 8,74 g de HCl 10 mM en un bano de agua a 60 °C.

12. Tomar 3 g de sol de biovidrio y anadir 7 g de sol de gelatina injertada con GPTMS en un frasco.

13. Agitar durante unos minutos con un agitador magnetico.

14. Anadir el sol tnbrido sobre las perlas de PMMA.

15. Centrifugar 1 min

16. Dejar gelificar a una temperatura comprendida entre 0 °C y 60 °C, al menos 24 horas

17. Desmoldear el bloque tnbrido obtenido.

18. Disolver las perlas de PMMA en un frasco lleno de acetona renovando la acetona despues de 24 horas. Esta operacion se debe repetir dos veces.

19. Recuperar el bloque poroso obtenido y ponerlo a secar en una estufa a 60 °C durante 24 horas.

Ejemplo 5:

Preparacion de implantes porosos de composite con 60 % de vidrio bioactivo (75 % de SiO2 - 25 % de CaO) y 40 % de gelatina (% en peso) (no es parte de la invencion)

1) Smtesis del polvo de vidrio por el procedimiento sol-gel

Se mezclan 13,48 mL de agua y 13,48 mL de etanol con 2,25 mL de HCl 2 N y despues se anaden 13,94 mL de TEOS. Despues de 30 minutos de agitacion, se anaden 5,2637 g de Ca(NO3)2.4H2O. El sol se agita durante 1 hora, se somete a estudio a 60 °C en contenedores de teflon durante 24 horas y despues se pone al aire a 125 °C durante 24 horas. El polvo asf obtenido se calcina despues durante 24 horas a 700 °C (calentamiento de 25 a 700 °C llevado a cabo en 2 horas).

El polvo se muele entonces durante 30 minutos y despues se tamiza para no conservar mas que la fraccion inferior a 50 pm.

2) Preparacion del composite

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Se anade polvo de gelatina de cerdo (tipo A) a agua destilada calentada a 35 °C en una proporcion de 0,1 g/mL de agua, se agita la mezcla durante 10 minutos. En paralelo, se mezcla una cantidad de 0,025 g de polvo de vidrio con 0,2 g de perlas de PMMA. Se anaden entonces 0,15 mL de solucion de gelatina en agua y la mezcla obtenida se vierte en un tubo en el cual se compacta.

Despues de 1 dfa de secado al aire ambiente, el cilindro de vidrio + perlas + gelatina se saca del molde y se sumerge en acetona durante 6 horas con agitacion, entonces se renueva la acetona y se deja que la disolucion continue durante 24 horas, siempre con agitacion. El bloque de composite poroso de vidrio-gelatina obtenido se enjuaga entonces con acetona y se seca al aire ambiente.

Ejemplo 6:

Evaluacion in vitro de los implantes obtenidos en los ejemplos 1 a 5.

La bioactividad de los materiales de implantes obtenidos en los ejemplos 1 a 3 se ha evaluado in vitro sumergiendolos en una solucion fisiologica (SBF) que tiene una composicion ionica identica a la del plasma sangumeo (test ISO-23317).

Se verifica entonces la gran bioactividad caractenstica de los vidrios bioactivos utilizados en los materiales de implantes: estos materiales de implantes se muestran muy rapidos para inducir la mineralizacion en contacto con el medio fisiologico: a partir de 1 hora de interaccion con el medio, una parte de los iones de calcio procedentes de la matriz vftrea han migrado a la superficie del composite, donde se han incorporado los iones de fosfato que provienen del medio fisiologico para formar una capa de fosfato de calcio de una decena de micras de espesor, que recubre la superficie de los poros.

Esto constituye la primera etapa del proceso de bioactividad.

Se ha verificado que posteriormente esta capa de fosfato de calcio continua creciendo para formar una capa de apatita analoga al mineral oseo.

La reticulacion de la gelatina no disminuye la bioactividad del implante, pero permite aumentar su resistencia a la disolucion en un medio fisiologico.

Se ha observado tambien que el medio SBF se agota rapidamente (a partir de 1 dfa) en fosforo, y en menor medida en calcio, siendo incorporados estos elementos a la superficie de los implantes y por lo tanto separados del medio para formar una capa de fosfato de calcio biomimetico.

La reticulacion de la gelatina no altera de ningun modo la reactividad qmmica de los implantes, pero tiene la ventaja de permitir ajustar su biodegradabilidad en un medio vivo.

Por lo tanto, todos los materiales fabricados en los ejemplos 1 a 5 demuestran ser rapidos para inducir la formacion de mineral oseo en contacto con los fluidos fisiologicos.

Sin embargo, se observan diferencias entre estos materiales.

En primer lugar, los materiales en los que la gelatina ha sido reticulada tienen una biodegradabilidad ralentizada, lo que se manifiesta por la disolucion mas lenta del silicio. La formacion de fosfatos de calcio tambien se ralentiza.

A continuacion, se constata que la formacion de fosfatos de calcio en la superficie del material es mas lenta con el material de composite que con el material constituido por el polfmero biodegradable P recubierto con vidrio bioactivo M segun la invencion.

Esto representa una ventaja cierta.

Con estos dos materiales, como se esperaba, la formacion de los fosfatos de calcio y, en particular de apatita, no se hace mas que en la superficie del material.

En contraste con el material hnbrido, la formacion de fosfatos de calcio tiene lugar no solo en la superficie sino tambien en la masa, lo que representa un inconveniente cuando el defecto oseo a rellenar necesita una integracion mas lenta.

Ejemplo 7:

Se ha procedido como en el ejemplo 3, excepto que la matriz de polfmero biodegradable P se ha sumergido en un sol de los precursores alcoxidos del vidrio bioactivo M y del polfmero biodegradable del material fnbrido H obtenido en la etapa 13 del ejemplo 4.

El material de la invencion obtenido de este modo se evaluo in vitro como se describe en el ejemplo 6.

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Este material presenta la ventaja de un crecimiento muy rapido de fosfatos de calcio no solo en la superficie sino tambien en el volumen del material de la invencion.

Ejemplo comparativo:

Fabricacion de un implante segun el documento WO 2013/023064.

Se anade polvo de gelatina de cerdo (tipo A) a agua destilada calentada a 35 °C en una proporcion de 0,1 g/mL de agua, se agita la mezcla durante 10 minutos. Una cantidad de 0,75 g de polvo de vidrio se mezcla con 57,38 g de partfculas de NaCl, y despues se anaden entonces 4,5 mL de la solucion de gelatina, de manera que el volumen de agente porogeno representa el 90 % del volumen total de la mezcla, como se indica en el documento WO 2013/023064. La mezcla obtenida se vierte en un tubo. El molde y su mezcla se someten entonces a congelacion, despues a liofilizacion al vacfo durante un dfa. Despues de la liofilizacion, el bloque de composite se saca del molde y se sumerge en agua destilada para disolver el agente porogeno (NaCl).

Desafortunadamente, la cantidad de agente porogeno (90 % del volumen total) resulto ser demasiado importante en relacion con la cantidad de mezcla de composite: la disolucion del agente porogeno llevo a la destruccion inmediata de la estructura del composite, y no se pudo obtener ningun implante por este protocolo de elaboracion.

Caracterizacion de la esfericidad de los macroporos obtenidos

La ruta de smtesis propuesta permite la obtencion de poros esfericos. En efecto, al medir dos diametros perpendiculares para cada poro, la relacion del diametro mas pequeno al diametro mas grande es una media de 0,9 ± 0,1.

Por lo tanto, parece claro que, gracias al procedimiento de la invencion, los implantes que tienen todas las propiedades de porosidad, en terminos de tamano de poros, esfericidad de estos poros, distribucion de este tamano de los poros en un intervalo muy amplio comprendido entre 100 y 900 pm, preferiblemente entre 200 y 800 pm, lfmites incluidos, con una diferencia entre el diametro de la esfera mas pequena o de la esfera mas grande que es como maximo del 70 %, preferiblemente como maximo del 50 %, mas preferiblemente como maximo del 30 %, con respecto al diametro medio aritmetico del conjunto de las esferas del implante, pueden ser obtenidos en asociacion con las interconexiones entre los poros, cuya dimension mas pequena esta comprendida entre 25 micras y 250 micrometros inclusive, lo que nunca se habfa obtenido antes.

Claims (10)

1. 5

   10

   15

   20

   25

   30

   35

   40

   45

   REIVINDICACIONES

   1. Procedimiento de fabricacion de un implante para el relleno de defectos oseos, para la regeneracion osea y la ingeniena tisular del hueso, caracterizado porque comprende las siguientes etapas:

   a) seleccion de un vidrio bioactivo M a base de SiO2 y CaO, que contiene opcionalmente P2O5 y/o que esta opcionalmente dopado con estroncio,

   b) seleccion de un polfmero biodegradable P que es soluble en al menos un disolvente S1 e insoluble en al menos un disolvente S,

   c) seleccion de microesferas de un agente porogeno A que tiene los diametros y tamanos correspondientes a los diametros y tamanos deseados de los poros en un material de implante, siendo el material de este agente porogeno A un polfmero insoluble en el al menos un disolvente S1 y soluble en el al menos un disolvente S,

   siendo identicos el al menos un disolvente S en el cual es insoluble el polfmero biodegradable P y el al menos un disolvente S en el cual es soluble el material del agente porogeno A,

   d) introduccion de al menos 60 % en volumen, preferiblemente al menos 70 % en volumen con respecto al volumen total de la mezcla de polfmero biodegradable P - agente porogeno A introducida en el molde, de microesferas del agente porogeno A en un molde que tiene la forma y el tamano deseados para el implante, formando estas microesferas un apilamiento compacto que corresponde a la forma y al tamano de los poros a obtener en el material de implante,

   e) introduccion del polfmero biodegradable P en el molde,

   f) gelificacion de la mezcla obtenida en la etapa e) en el molde,

   g) desmoldeo de la mezcla obtenida en la etapa f),

   h) eliminacion del agente porogeno por lavado con el al menos un disolvente S,

   i) reticulacion de la mezcla obtenida en la etapa g),

   j) recubrimiento de la mezcla obtenida en la etapa i) con el vidrio bioactivo M o con un material hubrido H formado

   por un polfmero biodegradable identico o diferente del polfmero biodegradable P y del vidrio bioactivo M.
2. 2. Procedimiento segun la reivindicacion 1, caracterizado porque la etapa j) se lleva a cabo por impregnacion de la mezcla obtenida en la etapa i) con una suspension, en un disolvente, que contiene partfculas del vidrio bioactivo M o del material hubrido H, y evaporacion del disolvente.
3. 3. Procedimiento segun la reivindicacion 1, caracterizado porque la etapa j) es una etapa de recubrimiento de la mezcla obtenida en la etapa i) bien con el vidrio bioactivo M, o bien con el material hubrido H, y se lleva a cabo por inmersion de la mezcla obtenida en la etapa i) bien en un sol que contiene los precursores alcoxidos del vidrio bioactivo M, para un recubrimiento unicamente con el vidrio bioactivo M, o bien en un sol del material hubrido, o en un sol de los precursores alcoxidos del vidrio bioactivo M y del polfmero biodegradable del material hubrido H, para un recubrimiento con el material hubrido H, seguido de una etapa de gelificacion.
4. 4. Procedimiento segun una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, caracterizado porque el polfmero biodegradable P se elige entre:

   - los polfmeros biodegradables solubles en un disolvente S1 e insolubles en el al menos un disolvente S elegidos entre:

   - los polisacaridos bioabsorbibles, elegidos preferiblemente entre dextrano, acido hialuronico, agar, quitosano, acido algmico, alginato de sodio o de potasio, galactomanano, carragenano, pectina,

   - los poliesteres bioabsorbibles, preferiblemente el poli(alcohol vimlico) o el poli(acido lactico),

   - los polfmeros sinteticos biodegradables, preferiblemente un polietilenglicol o la poli(caprolactona), o

   - las protemas, preferiblemente la gelatina o el colageno,

   y porque el material del agente porogeno A se elige entre los polfmeros biodegradables insolubles en el al menos un disolvente S1 y solubles en el al menos un disolvente S, preferiblemente se elige entre los polimetacrilatos de alquilo C1 a C4, preferiblemente el polimetacrilato de metilo o el polimetacrilato de butilo, el poliuretano, el acido poliglicolico, las diversas formas de acidos polilacticos, los copolfmeros de acidos lactico-coglicolicos, la policaprolactona, el fumarato de polipropileno, la parafina, el naftaleno y el acrilonitrilo butadieno estireno (ABS),

   5

   10

   15

   20

   25

   30

   35

   siendo el material del agente porogeno A diferente del poKmero biodegradable P.
5. 5. Procedimiento segun una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizado porque la relacion en peso de poKmero biodegradable P/vidrio bioactivo M esta comprendida entre 90/10 y 50/50, lfmites incluidos, preferiblemente entre 80/20 y 60/40, lfmites incluidos.
6. 6. Procedimiento segun una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, caracterizado porque el vidrio bioactivo M es un vidrio a base de SiO2 y CaO, el polfmero biodegradable P es gelatina, el material de las microesferas de agente porogeno A es polimetacrilato de metilo, el disolvente S es acetona y el disolvente S1 es agua.
7. 7. Procedimiento segun una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6, caracterizado porque comprende ademas una etapa de introduccion de un agente de acoplamiento, preferiblemente un compuesto organoalcoxisilano, mas preferiblemente el 3-glicidoxipropiltrimetoxisilano (GPTMS). y todavfa mas preferiblemente el 3- glicidoxipropiltrietoxisilano (GPTES) en la etapa e).
8. 8. Procedimiento segun una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, caracterizado porque comprende despues de la etapa d), y antes de la etapa e), una etapa de expansion de las interconexiones (4), mediante la infiltracion de un disolvente del material del agente porogeno A, en el apilamiento de las microesferas del agente porogeno A y/o por calentamiento de este apilamiento.
9. 9. Material de implante, para el relleno de defectos oseos, para la regeneracion osea y la ingeniena tisular del hueso, obtenido por el procedimiento segun una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8,

   caracterizado porque comprende:

   • un vidrio bioactivo M a base de SO2 y CaO, que contiene opcionalmente P2O5 y/o que esta opcionalmente dopado con estroncio, y

   • un polfmero biodegradable P soluble en al menos un disolvente S1 elegido entre:

   - los polisacaridos bioabsorbibles, preferiblemente elegidos entre dextrano, acido hialuronico, agar, quitosano, acido algmico, alginato de sodio o de potasio, galactomanano, carragenano, pectina,

   - los poliesteres bioabsorbibles, preferiblemente el poli(alcohol vimlico) o el poli(acido lactico),

   - los polfmeros sinteticos biodegradables, preferiblemente un polietilenglicol, o la poli(caprolactona), y

   - las protemas, preferiblemente la gelatina o el colageno,

   y porque consiste en una matriz (1) que comprende al menos el polfmero biodegradable P recubierto con vidrio bioactivo M o con un material hubrido H formado por el vidrio bioactivo M y un polfmero biodegradable identico o diferente del polfmero biodegradable P, teniendo esta matriz (1) al menos un 70 % en numero de poros (2) que tienen al menos una interconexion (4) con otro poro y la forma de esferas o de poliedros que se inscriben en una esfera, estando comprendido el diametro (3) de las esferas entre 100 y 900 pm, preferiblemente entre 200 y 800 pm, lfmites incluidos, con una diferencia entre el diametro de la esfera mas pequena o la mas grande que es como maximo del 70 %, preferiblemente como maximo del 50 %, mas preferiblemente como maximo del 30 %, con respecto al diametro medio aritmetico del conjunto de las esferas del implante y teniendo las interconexiones (4) entre los poros su dimension mas pequena comprendida entre 25 pm y 250 pm, lfmites incluidos.
10. 10. Implante para el relleno de defectos oseos, la regeneracion osea y la ingeniena tisular del hueso, caracterizado porque comprende un material segun la reivindicacion 9 u obtenido por el procedimiento segun una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8.