ES2929814T3

ES2929814T3 - Implante articular para la neoformación de tejidos en la articulación

Info

Publication number: ES2929814T3
Application number: ES19721269T
Authority: ES
Inventors: Vilma Methner; Christoph Karl
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 2018-06-11
Filing date: 2019-04-30
Publication date: 2022-12-01
Anticipated expiration: 2039-04-30
Also published as: TWI804623B; PL3801394T3; HUE060306T2; US20210205087A1; TW202000243A; WO2019238307A1; DK3801394T3; EP3801394B1; DE102018113809A1; HRP20221332T1; SI3801394T1; EP3801394A1

Abstract

La invención se refiere a un implante articular para la formación de nuevo tejido en una articulación, en el que el implante articular (1) comprende un cuerpo en forma de varilla con una zona base (11), una zona superior (12) y una zona exterior (13) , teniendo al menos la zona superior (12), en particular todo el cuerpo en forma de varilla, de dicho implante articular (1) una superficie hidrófoba para facilitar la diferenciación de condrocitos de células madre mesenquimales, y estando formada una estructura roscada (15) en algunas porciones de la región exterior (13) del implante articular (1). (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Implante articular para la neoformación de tejidos en la articulación

La presente invención se refiere a un implante articular para la neoformación de tejidos en la articulación y en especial a un implante articular para la neoformación de cartílago en la articulación de la rodilla, la cadera, el hombro, el tobillo, la articulación metatarsofalángica o la muñeca.

Las enfermedades articulares (artrosis) pertenecen a las enfermedades más frecuentes a nivel mundial. La artrosis es dolorosa y, sin tratamiento, puede llevar a la inmovilidad de la articulación afectada e incluso a la sustitución total de la articulación. A este respecto, una sustitución total de la articulación afectada está vinculada a costes elevados y habitualmente es una carga psíquica para el paciente afectado. Las revisiones de la sustitución de una articulación repercuten en costes adicionales, cargas para los pacientes y frecuentemente complicaciones. Por lo tanto, se han desarrollado diversos métodos para el tratamiento curativo de enfermedades articulares (artrosis) y en especial para el tratamiento curativo de artrosis de rodilla y cadera, para evitar una sustitución de la articulación.

Los mamíferos no pueden reparar por sí mismos los defectos o las pérdidas de cartílago o hueso con facilidad. No obstante, las células especializadas o las células madre que desarrollan estas pueden cubrir las deficiencias de tejidos. Además, el cartílago no tiene acceso a la sangre ni a la médula ósea. Su abastecimiento se efectúa a través de difusión del tejido circundante. Sin embargo, si este tejido circundante está dañado en sí mismo, solo se efectúa un acceso insuficiente al tejido regenerable y a las células.

A continuación, se explican los métodos existentes actualmente para el tratamiento curativo de enfermedades articulares.

Opciones de terapia medicinales: las opciones de terapia medicinales se limitan a la aplicación sintomática de antiflogísticos y analgésicos, así como al tratamiento, en parte intraarticular y en parte sistémico, con ácido hialurónico, sulfato de condroitina, antagonistas del receptor de interleucina-1 y sulfato de glucosamina. Aunque se identificaron buenos resultados en la reducción del dolor a este respecto, hasta el momento no se pudo evitar un avance de la artrosis de este modo.

Terapias quirúrgicas: se diferencia entre operaciones de conservación articular y de sustitución articular. La sustitución articular por prótesis parciales y completas de metal y cerámica conduce a la pérdida de la articulación debido al empleo de prótesis. Las prótesis se anclan en el hueso y, según el tiempo de vida, se deben sustituir aproximadamente cada diez a 15 años. En el cambio de prótesis, las diáfisis se hacen frecuentemente más profundas y se desgasta tejido adicional.

Las posibilidades de regeneración se dan de diferente manera en las operaciones de conservación articular descritas a continuación.

Las terapias quirúrgicas, como trasplante de hueso o cartílago, o bien trasplante o implante de condrocitos autólogo (ACT o ACI se emplean como sinónimos) no se han podido imponer aún, ya que, a este respecto, son necesarias dos operaciones (extracción y reimplantación), lo que significa una larga descarga, o bien un reposo prolongado de la articulación durante la rehabilitación. Además, el cartílago aún sano se daña en el punto de extracción.

Por lo tanto, las más extendidas son las terapias quirúrgicas, como la perforación de Pridie, la perforación anterógrada/retrógrada y la microfracturación. En estas terapias quirúrgicas no se efectúa una sustitución local de cartílago, sino que se realizan, por ejemplo, varias perforaciones a través de la placa ósea subcondral. En la perforación según Pridie y su perfeccionamiento "microfracturación" se puede generar una hemorragia en el área anómala en el defecto del cartílago, con lo cual las células madre mesenquímicas del espacio esponjoso, los fibroblastos y controcitos se infiltran en el defecto del cartílago. Con los factores de crecimiento, estas forman un coágulo sanguíneo ("super clot") y se diferencian del cartílago articular. Los estudios clínicos mostraban una reducción del dolor y una buena movilidad de la articulación. No obstante, también en este caso, un problema es una larga descarga, o bien un reposo prolongado de la articulación, desarrollándose un ficrocartílago generalmente de calidad inferior. Debido a su estructura, a menudo este es insuficiente para las elevadas cargas mecánicas, en especial en la articulación de la rodilla, y se degenera rápidamente, lo que puede hacer necesarias nuevas intervenciones.

Por este motivo se desarrollaron vástagos de carbono como implantes articulares para la neoformación de tejidos en la articulación, que se insertan en las perforaciones y conducen a un rápido recubrimiento.

Por el documento EP 1450875 A1 es conocido tal implante articular para la neoformación de tejidos en la articulación, estando constituidos los vástagos empleados por carbono compactado con una porosidad predeterminada. También en el caso de empleo de tales vástagos de carbono convencionales, en el defecto del cartílago se pueden infiltrar fibroblastos y células madre mesenquímicas del espacio esponjoso, que forman un "super clot" y se diferencian del cartílago articular.

No obstante, debido a dos inconvenientes esenciales, el sistema no se ha impuesto aún. Por una parte, los ortopedas no aceptan el carbono como material en el cartílago, ya que se teme la microabrasión. Por otra parte, la superficie no está diseñada para el establecimiento de células madre, lo que se hace visible en este caso en el desarrollo de un fibrocartílago regenerativo de calidad inferior.

Debido a estas limitaciones, hasta el momento, ninguna de las terapias citadas anteriormente se pudo imponer como "estándar de atención".

Por la publicación EP 2465549 A1 es conocido un implante en forma de un tornillo de fijación ortopédico, presentando el implante un cuerpo en forma de vástago con una zona de fondo, una zona de cubierta y una zona de revestimiento, y formándose al menos parcialmente una estructura roscada sobre la zona de revestimiento del implante articular. A este respecto, con un procedimiento de impresión 3D se puede formar un premolde para el implante articular.

Además, por la publicación US 3707 006 A es conocida una prótesis para la reparación o como sustitución de una estructura ósea, dándose a conocer en especial una prótesis dental con estructura roscada para un implante dental.

Por el contrario, la invención toma como base la tarea de crear un implante articular para la neoformación de tejidos en la articulación, que presente propiedades mejoradas en la neoformación de tejidos y en el manejo.

Según la invención, esta tarea se soluciona mediante las características de la reivindicación 1.

En especial mediante el empleo de un cuerpo en forma de vástago, en el que al menos la zona de cubierta del implante articular presenta una superficie hidrófoba con el fin de una diferenciación condrocitaria y, de este modo, se favorece la condrogénesis de células madre mesenquímicas, y en la zona de revestimiento del implante articular se forma al menos parcialmente una estructura roscada, se puede mejorar una neoformación de tejidos y en especial una neoformación de cartílago en la articulación, así como la formación de cartílago resistente de calidad superior. Mediante el empleo del implante según la invención se puede obtener una regeneración de cartílago prolongada y duradera debido al transporte continuo de células madre mesenquímicas en dirección al espacio articular, que puede retrasar o hacer innecesarias otras intervenciones en la articulación. En especial mediante la estructura roscada, a este respecto se facilita una colocación y una eliminación del cuerpo en forma de vástago y, debido a la superficie aumentada del cuerpo en forma de vástago, se posibilita un transporte mejorado de células del tejido óseo a la superficie del tejido (cartílago). Además, con el implante articular según la invención se puede realizar una fijación fiable de los denominados scaffolds (materiales soporte) y tejidos como tendones y ligamentos.

Según la invención, el cuerpo en forma de vástago, y en especial la zona de cubierta y la estructura roscada, se produce mediante una estructura trabecular artificial por medio de un procedimiento de impresión 3D, mediante el cual se pueden definir de forma muy precisa la estructura, así como el dimensionado del cuerpo en forma de vástago, y se mejora adicionalmente el transporte, o bien la función de elevación para células madre mesenquímicas.

El cuerpo en forma de vástago representa preferentemente un cuerpo hueco, con lo cual se mejora adicionalmente la función de elevación para células madre mesenquímicas.

A modo de ejemplo, el material del cuerpo en forma de vástago puede presentar un polímero no biorreabsorbible, en especial PA, PEK, PEKK, PEEK y UHMWPE, o un polímero biorreabsorbible, por ejemplo PCL, un metal, en especial Ti, en especial titanio puro grado 1, acero inoxidable o una aleación metálica, en especial Ti6Al4V (también llamada Ti64), en especial CoCr, o una cerámica no biorreabsorbible, en especial Al2O3, ZrO2 o una cerámica biorreabsorbible, en especial Ca3(PO4)2, o una combinación de estos materiales, con lo cual se puede realizar un implante articular de alta solidez mecánica con propiedades mejoradas para la neoformación de tejidos. El material del cuerpo en forma de vástago puede presentar preferentemente Si3N4.

La superficie hidrófoba se puede realizar preferentemente mediante un revestimiento químico hidrófobo sobre un fondo hidrófilo poroso, con lo cual la diferenciación condrocitaria se puede realizar de manera especialmente sencilla y eficaz.

A modo de ejemplo, al menos la zona de cubierta del implante articular puede presentar un hueco para la introducción de un momento de torsión, con lo cual se puede realizar una colocación especialmente precisa en el hueso.

El hueco puede presentar preferentemente la forma de una ranura o ranura en cruz, con lo cual no son necesarias herramientas especiales para la colocación, o bien la eliminación del implante. Alternativamente, el hueco puede presentar también la forma de un canto múltiple interno o torx.

Preferentemente, la estructura roscada del implante articular puede presentar un paso de rosca de 0,5 mm a 1 mm, con lo cual se pueden obtener propiedades de transporte especialmente convenientes para células madre mesenquímicas con excelentes propiedades mecánicas.

A modo de ejemplo, la zona inferior del implante articular puede presentar una punta y la estructura roscada puede presentar configuración automoldeante, autoconformante o autorroscante, con lo cual se simplifica adicionalmente la colocación del implante y en especial se pude suprimir una perforación del hueso.

A modo de ejemplo, la superficie hidrófoba se puede formar mediante un revestimiento químico hidrófobo y en especial un polímero segmentado, preferentemente un poliuretano o un polielectrolito o un quitosano o derivado de quitosano con funcionalización hidrófoba. De este modo se mejora adicionalmente la función de elevación de células madre mesenquímicas.

De manera alternativa o adicional, la estructura hidrófoba se puede realizar mediante una nanoestructuración hidrófoba de un fondo, lo que favorece adicionalmente la diferenciación condrocitaria y el transporte de células madre.

Preferentemente, el cuerpo en forma de vástago puede presentar además un revestimiento con un factor de crecimiento en especial en la zona de cubierta, con lo cual se mejora adicionalmente una diferenciación de cartílago, así como el crecimiento de tejido y en especial de material cartilaginoso en el implante articular y en el punto defectuoso.

Además, el cuerpo en forma de vástago puede presentar una superficie hidrófila para favorecer una diferenciación osteoblástica de células madre mesenquímicas, con lo cual se mejora una formación de hueso y, por consiguiente, un anclaje en el hueso.

En las demás reivindicaciones subordinadas se caracterizan configuraciones ventajosas de la invención.

La invención se explica más detalladamente a continuación por medio de ejemplos de realización, con referencia al dibujo.

Muestran:

la Figura 1 una vista de sección de un hueso femoral con implantes articulares según la invención;

las Figuras 2A y 2B vistas en perspectiva simplificadas de estructuras trabeculares naturales;

las Figuras 3A a 3F vistas en perspectiva simplificadas de estructuras trabeculares artificiales según los ejemplos de realización de la invención;

la Figura 4 una vista en perspectiva simplificada de una estructura básica de un implante articular según un primer ejemplo de realización de la invención;

la Figura 5 una vista en perspectiva simplificada de una estructura básica de un implante articular según otro ejemplo de realización de la invención;

la Figura 6 una vista en perspectiva simplificada de una estructura básica de un implante articular según otro ejemplo de realización de la invención;

la Figura 7 una vista en perspectiva simplificada de un implante articular según un ejemplo preferente de realización de la invención;

la Figura 8 una vista parcial simplificada del implante articular según la Figura 7;

la Figura 9 una vista superior simplificada del implante articular según la Figura 7;

la Figura 10 una vista lateral parcial simplificada del implante articular según la Figura 7;

la Figura 11 una visión general esquemática de las diferentes etapas de maduración de células madre mesenquímicas según Aubin 1998;

las Figuras 12A y 12B un ejemplo de realización para la producción de un revestimiento químico hidrófobo en el ejemplo de poliuretanos segmentados.

La Figura 13A y 13B vistas ampliadas de sustratos de Ti revestidos con PU segmentado para la ilustración de un ángulo de contacto respectivo.

La Figura 1 muestra una vista de sección simplificada de un corte de un hueso femoral para la ilustración ejemplar del empleo de los implantes articulares según la invención para la neoformación de tejidos en una articulación de fémur/cadera. En la Figura 1, con signos de referencia 1 se representan los implantes articulares según la invención, que se pueden introducir en la zona de la articulación en el hueso femoral. A este respecto, a modo de ejemplo en zonas del cartílago dañadas 2 se puede perforar, estampar o formar de otro modo una o un gran número de depresiones en el hueso, y a continuación se puede introducir un respectivo implante articular 1 en la depresión formada en cada caso. A este respecto, la respectiva depresión está dimensionada a este respecto de modo que el implante articular 1 insertado o bien su zona de cubierta, no sobresalga en la superficie del hueso, o bien del cartílago 2, sino que concluya este a nivel, o preferentemente que la zona de cubierta del implante articular 1 se sitúe por debajo de la superficie del hueso, o bien del cartílago 2. Alternativamente, el implante articular según la invención también se puede atornillar directamente en la zona dañada sin formación de una depresión. El cartílago articular 2 dañado debido a la enfermedad articular (artrosis) se puede regenerar al menos parcialmente con los implantes articulares 1 según la invención, ya que en los extremos, o bien en las zonas de cubierta de los implantes articulares 1 introducidos se efectúa una neoformación de tejido y en especial de cartílago articular.

Según la Figura 1, el hueso presenta un periostio 4 que cubre el hueso, presentándose en las zonas extremas 3 del hueso una estructura trabecular natural, que se caracteriza como la denominada espongiosa. En su zona central, el hueso está constituido además por una corteza ósea 5 relativamente sólida en su zona central y por una cavidad de médula ósea 6 en su interior.

Mediante el empleo de una estructura trabecular artificial al menos en una superficie del implante articular 1 se pueden obtener propiedades mejoradas en la neoformación de tejidos, lo que se explica en particular a continuación.

Las Figuras 2A y 2B muestran vistas en perspectiva simplificadas de estructuras trabeculares naturales, como se presentan, a modo de ejemplo, en la zona ósea esponjosa 3 del hueso femoral humano. A este respecto, según la Figura 2A, en una persona joven, sana, se impone la zona ósea esponjosa 3 con una estructura trabecular fina y densa natural, mientras que, según la Figura 2B, una persona más mayor, y en especial afectada, por ejemplo, de osteoporosis, posee a menudo una estructura trabecular natural modificada en gran medida, con huesos trabeculares (trabéculas) escasos y muy delgados en la zona ósea esponjosa 3.

Según la invención, el implante articular 1 puede presentar un cuerpo en forma de vástago, que presenta una estructura trabecular al menos en su superficie o también por completo. Mediante la estructura trabecular artificial y abierta al menos parcialmente, o bien permeable para líquidos, del implante articular 1, a modo de ejemplo se posibilita un rápido asentamiento de la superficie trabecular y en especial de la zona de cubierta del cuerpo en forma de espiga con células condrificantes, como por ejemplo condrocitos, lo que tiene por consecuencia un recubrimiento significativamente acelerado y al mismo tiempo duradero y además posibilita un cartílago regenerativo de calidad elevada.

Según la invención, el implante articular 1 con su estructura trabecular artificial se puede construir de este modo mediante procedimientos de impresión 3D apropiados y así macro- y microestructurar en relación con la aplicación biomédica, de modo que se efectúe un anclaje óptimo con la estructura trabecular natural en la depresión (perforación, punzonado, etc.) en la zona ósea esponjosa 3 mediante una estructura interna y externa definida y una rugosidad. De este modo se puede excluir una movilidad vertical, lateral y, en caso dado, rotatoria del implante articular 1 en la depresión.

Las Figuras 3A a 3F muestran vistas en perspectiva simplificadas de estructuras trabeculares artificiales según los ejemplos de realización de la presente invención. A este respecto, la estructura trabecular artificial presenta un gran número de elementos en forma de barras o en forma de placas (trabéculas), que proporcionan una microarquitectura 3-dimensional unidos entre sí.

A este respecto, las trabéculas artificiales biomiméticas producidas mediante técnica de impresión 3D no deben quedar por debajo de ciertos parámetros, o bien sobrepasar estos.

A continuación, se definen más detalladamente los parámetros decisivos de la estructura trabecular artificial según la invención.

El denominado "Mean Trabecular Thickness" (Tb.Th) define el espesor trabecular promedio de las respectivas trabéculas, o bien elementos en forma de barra. Ya que, a modo de ejemplo según la Figura 3A, las respectivas trabéculas pueden estar moldeadas de diferente manera, Tb. Th representa el promedio del espesor local de todas las trabéculas artificiales. El espesor local resulta, por ejemplo en el caso de trabéculas rectangulares, de la diagonal trabecular y del diámetro trabecular en el caso de trabéculas circulares. La Figura 3B muestra esquemáticamente los efectos sobre la microestructura artificial en el caso de un aumento del espesor trabecular promedio Tb.Th. El espesor trabecular promedio Tb.Th para la estructura trabecular artificial se sitúa preferentemente en un intervalo de 100 a 500 pm y en especial de 150 a 400 pm.

La denominada "Mean Trabecular Separation" (Tb.Sp) define la distancia trabecular promedio análogamente al espesor trabecular promedio Tb.Th. Una reducción de Tb.Sp puede resultar de la modificación de otros varios parámetros, por ejemplo el aumento de Tb.Th (Figura 3B), el aumento de Tb.N (Figura 3C) o la reducción del "Structure Model Index" SMI (Figura 3D). La unidad para la distancia trabecular promedio Tb.Sp es pm y se sitúa preferentemente en un intervalo entre 100 pm y 900 pm y en especial entre 200 pm y 600 pm para la estructura trabecular artificial según la invención.

El denominado "T rabecular Number" (Tb.N) se define como función inversa de la distancia media entre los ejes de las placas y/o barras e indica el número de trabéculas por mm. La Figura 3C muestra, a modo de ejemplo, un aumento de Tb.N en comparación con la Figura 3A. El número trabecular promedio Tb.N para la estructura trabecular artificial se sitúa preferentemente en un intervalo de 1 a 6 por mm, en especial en un intervalo de 1,6 a 5,2 por mm.

El denominado "Structure Model Index" (SMI) es otro parámetro descrito de la estructura trabecular artificial, en cuyo se puede tratar, a modo de ejemplo, de una red constituida por elementos similares a placas y barras. No obstante, en la realidad, la red trabecular no adopta una u otra forma, sino que existe una transición fluida. Con edad creciente, por ejemplo, una red similar a una placa pasa a ser una más bien similar a una barra. Por lo tanto, partiendo de este conocimiento se introdujo el denominado "Structure Model Index" (SMI), que posibilita cuantificar la estructura en relación con el número de placas y barras. Para un modelo de placa ideal, SMI se sitúa en un valor de 0 (es decir, estructura de placa pura), para un modelo de barra ideal se sitúa en un valor de 3. Por lo tanto, el SMI describe la composición relativa de la estructura trabecular artificial a partir de placas y barras. La Figura 3D muestra esquemáticamente un descenso de SMI. El SMI es adimensional, y para la presente invención se sitúa, a modo de ejemplo, en 0,2 a 2,0, preferentemente en 0,25 a 1,8.

La denominada "Connectivity-Density (Conn.D) es una medida de la reticulación de la red trabecular. La conectividad es el número máximo de uniones que se pueden interrumpir dentro de la red, por ejemplo mediante microfracturas, sin interrumpir la red como tal en dos partes ya no unidas entre sí. La Figura 3E muestra esquemáticamente un aumento de la densidad de reticulación Conn.D. La densidad de reticulación Conn.D para la estructura trabecular artificial según la invención se sitúa en un intervalo de 1/mm3 a 60/mm3, en especial de 1,5/mm3 a 45/mm3.

En el caso de grado de anisotropía (DA) se trata de un parámetro para la cuantificación de la asimetría espacial. Cuanto más elevado es DA, tanto más se presenta una orientación de la estructura trabecular artificial en una determinada dirección. La Figura 3F muestra esquemáticamente un descenso de DA. DA es adimensional, como el parámetro SMI. Un DA de 0 indica una estructura perfectamente isotrópica, un DA de 1 indica una estructura perfectamente anisotrópica. De manera complementaria, el grado de anisotropía también se indica mediante el denominado tDA (DA alternativo) con valores de 1, perfectamente isotrópico, a infinito, perfectamente anisotrópico. Sin embargo, en este caso el tDA no se aplica en la descripción de la estructura según la invención. El grado geométrico de anisotropía DA para la estructura trabecular artificial según la invención se sitúa preferentemente en un intervalo de 0,1 a 1,0, en especial de 0,2 a 0,8 y de modo más preferente en 0,2 a 0,6.

En el caso de la denominada "Bone Volume Tissue Volume Fraction" (BV/TV) se trata de la fracción volumétrica de trabéculas en el volumen total de una estructura trabecular considerada. Un aumento de BV/ TV puede resultar de la modificación de otros varios parámetros, por ejemplo el aumento de Tb.Th (Figura 3B), el aumento de Tb.N (Figura 3C) o la reducción del SMI (Figura 3D). La BV/TV para la estructura trabecular según la invención se sitúa preferentemente en un intervalo de 6 % a 70 %, de modo más preferente de 20 a 50 %.

Finalmente, el denominado "Marrow Star Volume" (MSV) define una respectiva porosidad trabecular de la estructura trabecular artificial. Más exactamente, el MSV determina el tamaño de cavidades en la estructura trabecular artificial. Según la invención, el valor medio aritmético mMSV se sitúa preferentemente en un intervalo de 0,05 mm3 a 110 mm3, en especial entre 0,05 mm3 y 9 mm3 y de modo más preferente entre 0,05 mm3 y 5 mm3.

La Figura 4 muestra una vista en perspectiva simplificada de una estructura básica del implante articular 1 según un primer ejemplo de realización de la invención. A este respecto, el implante articular 1 presenta un cuerpo en forma de vástago en forma de un cilindro macizo (hermético a líquidos), que presenta una zona de fondo 11, una zona de revestimiento 13 y una zona de cubierta 12. A este respecto, el implante articular 1 se puede insertar en los huesos según la Figura 1 de modo que su zona de cubierta 12 esté dispuesta en la zona del cartílago 2, preferentemente con una ligera profundidad en el hueso. Por consiguiente, la zona de cubierta 12 del implante articular 1 puede actuar como zona de crecimiento para el tejido a regenerar, o bien el cartílago articular 2 a regenerar. De modo preferente, la zona de fondo 11, así como la parte inferior del implante articular, se encuentran parcial o completamente en la zona ósea esponjosa 3.

Según la Figura 4, al menos en una zona de revestimiento 13 se puede formar la estructura trabecular artificial 14 descrita anteriormente. No obstante, en especial también la zona de cubierta 12 puede presentar la estructura trabecular artificial 14. Mediante la estructura trabecular abierta y permeable para líquidos corporales del implante articular 1 se posibilita, a modo de ejemplo, un rápido asentamiento de la superficie trabecular con células como condrocitos, lo que tiene por consecuencia un recubrimiento significativamente acelerado. Además, según estructura y revestimiento, el implante articular según la invención posibilita el crecimiento de un fibrocartílago regenerativo hasta un corpúsculo hialino regenerativo de calidad elevada, en especial en la zona de cubierta 12.

La Figura 5 muestra una vista en perspectiva simplificada de una estructura básica del cuerpo en forma de vástago del implante articular 1 según otro ejemplo de realización de la invención, designando signos de referencia iguales elementos iguales o correspondientes, por lo cual se prescinde de su descripción reiterada a continuación. Mientras que el cuerpo en forma de vástago del implante articular 1 puede presentar un cilindro macizo según la Figura 4, estando formada la estructura trabecular 14 según la invención al menos en su superficie de revestimiento 13, según la Figura 5, el cuerpo en forma de vástago del implante articular 1 también puede estar constituido completamente por la estructura trabecular artificial 14. De este modo se puede mejorar ulteriormente la infiltración, la proliferación y la migración de fibroblastos, células madre mesenquímicas de la zona ósea esponjosa 3 y condrocitos en el defecto del cartílago.

La Figura 6 muestra una vista en perspectiva simplificada de una estructura básica del cuerpo en forma de vástago del implante articular 1 según otro ejemplo de realización de la invención, designando signos de referencia iguales elementos iguales o correspondientes, por lo cual se prescinde de su descripción reiterada a continuación. Según la Figura 6, el cuerpo en forma de vástago del implante articular 1 puede presentar preferentemente un cuerpo hueco, como por ejemplo un cilindro hueco, estando formada la estructura trabecular artificial 14 al menos en una zona de revestimiento 13 del cilindro hueco. A modo de ejemplo, el cuerpo hueco presenta al menos una cavidad cohesiva o varias cavidades no cohesivas. No obstante, de manera alternativa, el cilindro hueco también puede estar constituido completamente por la estructura trabecular artificial 14 (no representada). De este modo se puede mejorar ulteriormente la infiltración, la proliferación y la migración de fibroblastos, células madre mesenquímicas de la zona ósea esponjosa 3 y condrocitos en el defecto del cartílago mediante este aumento de la superficie de interacción.

La Figura 7 muestra una vista en perspectiva simplificada de un implante articular según un ejemplo preferente de realización de la invención, designando signos de referencia iguales elementos iguales o correspondientes, por lo cual se prescinde de su descripción reiterada a continuación. Según la Figura 7, sobre la zona de revestimiento 13 del cuerpo en forma de vástago se forma al menos parcialmente una estructura roscada 15. La estructura roscada 15 se puede extender de manera continua de la zona de fondo 11 a la zona de cubierta 12 o presentar interrupciones. La estructura roscada 15 también puede estar formada solo desde la zona de fondo 11 hasta aproximadamente la mitad del cuerpo en forma de vástago en la zona de revestimiento 13, o de manera alternativa estar formada solo desde aproximadamente la mitad del cuerpo en forma de vástago hasta la zona de cubierta en la zona de revestimiento 13. El resto del cuerpo en forma de vástago queda entonces sin rosca.

La estructura roscada 15 puede estar formada, a modo de ejemplo, por la estructura trabecular artificial descrita anteriormente, pero también puede estar formada por un material macizo.

Según la Figura 7 se puede realizar una macroestructuración preferente, a modo de ejemplo mediante un procedimiento de impresión 3D, presentando un diámetro de rosca GD de la estructura roscada 15 preferentemente 3 mm. Una profundidad de rosca GT de la estructura roscada 15 presenta preferentemente 0,5 mm y un paso de rosca GS de la estructura roscada 15 se puede situar preferentemente en el intervalo de 0,5 mm a 1 mm. Un diámetro externo AD del cuerpo en forma de vástago presenta, a modo de ejemplo, 2 mm.

Además, al menos en la zona de cubierta 12 del implante articular 1 puede estar formado un hueco 16 para la introducción de un momento de torsión. El hueco 16 se forma mediante la macroestructuración, de nuevo preferentemente mediante un procedimiento de impresión 3D. A modo de ejemplo, como hueco 16 se forma una ranura para el alojamiento de un destornillador, o bien una broca, con lo que el implante articular se puede atornillar en el hueso. Por consiguiente, no es necesario un sistema de aplicación especial, ya que se pueden emplear destornilladores clínicos presentes. De este modo se reducen esencialmente los costes.

El cuerpo en forma de vástago del implante articular 1 presenta preferentemente una longitud L de al menos 0,6 cm y como máximo 1,2 cm para la aplicación patelar y la aplicación en articulaciones pequeñas, como por ejemplo la muñeca o el tobillo, y al menos 0,8 cm y como máximo 2,2 cm, en especial 1,0 cm hasta 1,6 cm y de modo más preferente 1,25 cm respectivamente para la aplicación proximal y distal tibial y femoral en la articulación de la rodilla y la cadera. De este modo se puede posibilitar un óptimo de accesibilidad y el crecimiento de células madre mesenquímicas. El cuerpo en forma de vástago del implante articular 1 puede presentar además un diámetro de rosca GD de al menos 2 mm y como máximo 6 mm, preferentemente 3 mm, con lo cual se puede obtener un óptimo de superficie lateral orientada al líquido sinovial para la formación de tejido cartilaginoso de sustitución. Un espesor de la estructura trabecular artificial 14 (por ejemplo de la zona de revestimiento 13) asciende preferentemente a 0,5 hasta 2,0 mm, de modo más preferente a 0,5 hasta 1,5 mm.

Además, el implante articular 1 según la Figura 7 puede presentar una punta o un cono en la zona de fondo 11 y la estructura roscada 15 puede presentar una configuración automoldeante, autoconformante o autorroscante. En este caso se puede suprimir la formación de una depresión, o bien de una perforación en el hueso, ya que el implante articular 1 se hunde automáticamente en el hueso.

Mediante una estructura de red definida, repetitiva, apoyada en la estructura trabecular natural, de la estructura trabecular artificial o de una estructura de canal con forma del implante articular 1 adaptado correspondientemente o una combinación de estructura de red y estructura de canal, se puede posibilitar un crecimiento óptimo de tejido endógeno en el volumen límite entre implante articular 1 y depresión, o bien canal de perforación, en especial en el volumen interno de la zona de revestimiento 13 del implante articular 1 y por encima del extremo del implante articular 1 que apunta al líquido sinovial (espacio articular).

Mediante la estructura roscada 15, el implante articular 1 se puede posicionar en el hueso de manera muy precisa y ajustar respecto a su altura. Además, mediante la estructura roscada 15 se produce un anclaje mecánico mejorado en el hueso. Además, el implante articular 1 también se puede eliminar de nuevo sin fresado de gran superficie. No obstante, la estructura roscada 15 aumenta en especial la superficie del implante articular 1 de modo ventajoso, con lo cual se mejora ulteriormente un transporte (función de elevación) de células. Por consiguiente, mediante la forma especial de la estructura roscada 15 pueden llegar más células del tejido óseo a la superficie del tejido, con lo cual se obtiene una condrificación mejorada y, por consiguiente, una regeneración.

La Figura 8 muestra una vista en perspectiva simplificada del implante articular según la Figura 7, designando signos de referencia iguales elementos iguales o correspondientes, por lo cual se prescinde de su descripción reiterada a continuación. Según la Figura 8, como cuerpo en forma de vástago se puede emplear preferentemente un cilindro hueco, con lo cual se mejora ulteriormente un transporte (función de elevación) de células del tejido óseo a la superficie del tejido. Un diámetro interno ID del cuerpo en forma de vástago asciende preferentemente a 1 mm y un espesor d de la zona de revestimiento 13 asciende preferentemente a 0,5 mm. A modo de ejemplo, tanto la estructura roscada 15 como también la zona de revestimiento 13 pueden estar formadas completamente por una estructura trabecular artificial, con lo cual se mejora ulteriormente una función de elevación celular.

Las Figuras 9 y 10 muestran una vista superior simplificada, así como una vista lateral parcial simplificada del implante articular según la Figura 7, designando signos de referencia iguales elementos iguales o correspondientes, por lo cual se prescinde de su descripción reiterada a continuación. Según las Figuras 9 y 10, como hueco 16 para la introducción de un momento de torsión se puede formar en especial una ranura en cruz en la zona de cubierta 12 del implante articular 1. Una anchura de ranura b del hueco 16 asciende, a modo de ejemplo, a 0,5 mm hasta 1 mm. A este respecto, las ranuras pueden estar formadas en toda la zona de la pared del cilindro hueco y, en caso dado, de la estructura roscada 15.

Alternativamente, respecto a las formas de realización descritas anteriormente (ranura y ranura en cruz) también se pueden realizar otras formas para el hueco 16 (no representadas). En especial, el hueco 16 puede presentar la forma de un canto múltiple interno (cuadrado, hexágono, etc.) o de un torx. En tal forma de realización, el hueco 16 puede estar formado no solo localmente en la zona de cubierta 12, sino como hueco continuo desde la zona de fondo 11 hasta la zona de cubierta 12 en la cavidad del cuerpo en forma de vástago, con lo cual se aumenta ulteriormente la superficie del cuerpo en forma de vástago y se mejora ulteriormente una función de elevación para el transporte de células. Para la colocación controlada de los implantes articulares 1 en forma de tornillo, estos se pueden enroscar, a modo de ejemplo, a través de un alambre de Kirschner introducido previamente.

Los implantes articulares 1 se forman preferentemente como vástagos microestructurados a base de materiales permitidos clínicamente, bioinertes y biocompatibles, aptos para impresión 3D, como por ejemplo polímeros no biorreabsorbibles, en especial poliamida (PA), polietercetonas, en especial PEK [polietercetona], PEKK [poli(etercetoncetona)], PEEK [polieteretercetona], polietileno (PE), en especial UHMWPE [ultra high molecular weight polyethylene], o, por ejemplo, polímeros biorreabsorbibles, en especial PCL [poli-s-caprolactona].

Alternativamente, también se pueden emplear metales y aleaciones metálicas, preferentemente apropiados para impresión 3D, en especial titanio (titanio puro grado 1), en especial Ti64 (Ti6Al4V), Ti64 ELI y TiCP, acero inoxidable, en especial 316L, y aleaciones de cobalto-cromo, en especial CoCr como materiales para el implante articular 1 y en especial para sus estructuras trabeculares artificiales,

Además, también se pueden emplear cerámicas no biorreabsorbibles, preferentemente apropiadas para impresión 3D, en especial cerámica de óxido de aluminio [Al2O3], y cerámica de dióxido de zirconio [ZrO2], o cerámicas biorreabsorbibles, en especial cerámica de fosfato de calcio [Ca3(PO4)2] como materiales para los implantes articulares 1.

Preferentemente se puede emplear Si3N4 como material para el implante articular 1.

En principio, también se pueden emplear otros materiales permitidos clínicamente, bioinertes y biocompatibles, así como, en especial, materiales aptos para impresión 3D, para los implantes articulares 1 y en especial para las estructuras trabeculares artificiales 14 según las Figuras 3A a 3F.

La Figura 11 una visión general esquemática de las diferentes etapas de maduración de células madre mesenquímicas según Aubin 1998. Según la invención es deseable que las células madre mesenquímicas (MSC) se diferencien respecto a condrocitos al menos en la zona de cubierta 12 del cuerpo en forma de vástago del implante articular 1 para generar la neoformación de cartílago deseada en esta zona. Por otra parte, en la parte inferior, o bien en la zona de fondo 11 del cuerpo en forma de vástago del implante articular 1 puede ser ventajosa una diferenciación de las células madre mesenquímicas (MSC) respecto a osteocitos para favorecer una formación de hueso y, de este modo, un crecimiento óptimo del implante articular 1 en la zona ósea esponjosa 3.

Sorprendentemente, se verificó que se puede favorecer tal diferenciación de células madre mesenquímicas ya mediante la generación de un fondo correspondiente. Más exactamente, se pudo determinar que una superficie hidrófoba de un fondo favorece una diferenciación condrocitaria de células madre mesenquímicas y, por consiguiente, una condrificación, mientras que una superficie hidrófila de un sustrato, o bien fondo, favorece una diferenciación osteoblástica de células madre mesenquímicas y, por consiguiente, una formación de hueso.

Los conceptos "hidrofobia", o bien "superficie hidrófoba", e "hidrofilia", o bien "superficie hidrófila", se definen a continuación a través del denominado ángulo de contacto de una gota de agua en una superficie. A este respecto, las superficies hidrófobas presentan un ángulo de contacto mayor o igual a 90°, estando caracterizadas las superficies superhidrófobas por un ángulo de contacto mayor que 160°. El representante más conocido de estas superficies superhidrófobas es la denominada "flor de loto", que presenta ángulos de contacto de hasta 170°C debido a su microy nanoestructuración especial. Por otra parte, las superficies hidrófilas se caracterizan por un ángulo de contacto menor que 90°.

Según la invención, en adelante se aprovechará esta propiedad de diferenciación de las células madre en función de la hidrofobia o la hidrofilia de una superficie en el sentido de que el cuerpo en forma de vástago del implante articular 1 presenta correspondientes superficies hidrófobas que favorecen una diferenciación condrocitaria de las células madre mesenquímicas y, por consiguiente, una condrificación.

A este respecto, tanto el cuerpo en forma de vástago total puede presentar una superficie hidrófoba, o bien solo una parte del cuerpo puede presentar superficies hidrófobas. A modo de ejemplo, al menos la zona de cubierta 12 presenta una superficie hidrófoba para favorecer un crecimiento de cartílago en este punto. Por otra parte, el cuerpo en forma de vástago puede presentar una superficie hidrófoba en su zona de cubierta 12, su zona de revestimiento superior 13 y su zona roscada superior 15, mientras que la zona de fondo 11, la parte inferior de la zona de revestimiento 13 y la parte inferior de la zona roscada 15 presenta una superficie hidrófila. De este modo, en la zona superior (que sobresale del hueso) del implante articular 1 se puede favorecer un crecimiento de cartílago y en la zona inferior (que se encuentra en el hueso) del implante articular se puede favorecer un crecimiento de hueso.

Según la invención, la superficie hidrófoba y, por lo tanto, propicia para una diferenciación condrocitaria, se puede realizar de diferentes maneras. Por una parte, se pueden aplicar revestimientos químicos sobre el cuerpo en forma de espiga y en especial en sus estructuras trabeculares, que mejoran las propiedades hidrófobas (repelentes de agua). Por otra parte, también micro- y/o nanoestructuraciones apropiadas de la superficie del cuerpo en forma de vástago y en especial de sus estructuras trabeculares pueden ocasionar una propiedad hidrófoba deseada. Además, también se pueden emplear combinaciones de tales revestimientos químicos hidrófobos con estructuraciones de topografía físicas (micro- y/o nanoestructuración) para la realización de tales superficies con "efecto de loto" con propiedades hidrófobas para favorecer una diferenciación condrocitaria y, de este modo, un crecimiento de cartílago.

Las Figuras 12A y 12B muestran un ejemplo de realización para la producción de tal revestimiento hidrófobo en el ejemplo de poliuretanos segmentados, como se pueden aplicar en un implante articular según la invención.

Según la Figura 12A, en primer lugar se explica la producción de prepolímeros terminados en NCO, presentándose un exceso estequiométrico de -NCO. Según la Figura 12B, los prepolímeros terminados en NCO se transforman a continuación en el poliuretano segmentado deseado (PU segmentado) bajo empleo de dodecanodiol como "prolongador de cadenas" apolar.

La Figura 13A muestra una vista ampliada de un sustrato de Ti revestido con tal PU segmentado. Mientras que un sustrato de Ti no revestido (no representado) presenta un ángulo de contacto de 0°, la superficie de Ti revestida con PU segmentado (10 % de PU en tolueno) presenta un ángulo de contacto de aproximadamente 112° a 116°.

La Figura 13B muestra una vista ampliada de un sustrato de Ti revestido con tal PU segmentado, situándose en 2 % en tolueno una concentración de PU segmentado. La superficie de Ti revestida con tal PU segmentado presenta ahora un ángulo de contacto de aproximadamente 109° a 111°.

Para el revestimiento de PU hidrófobo descrito anteriormente se emplearon los siguientes componentes:

a) diisocianatos alifáticos: diisocianato de isoforona (IPDI), diisocianato de hexametileno (HDI) y diisocianato de diciclohexilmetano (hidrogenado MDI, HMDI)

b) polioles: dioles de policarbonato (resistencia a la hidrólisis), como por ejemplo Desmophen C2200, Desmophen XP2586, así como dioles de hidrocarburo a base de caucho natural y caucho natural hidrogenado

c) prolongadores de cadenas: dioles alifáticos como hexanodiol, decanodiol y dioles eventualmente más largos debido a la hidrofobia.

Además, como revestimiento químico hidrófobo también se puede emplear un complejo polielectrolítico a base de PU. A este respecto se emplean los mismos componentes que anteriormente, empleándose adicionalmente dioles sulfonados o dioles que contienen grupos amonio como prolongadores de cadenas para introducir grupos iónicos para la formación de complejos electrolíticos.

La complejación se efectúa entonces tras revestimiento (preferentemente revestimiento por inmersión) mediante inmersión en una disolución diluida con un tensioactivo (catiónico o aniónico, según estén presentes grupos iónicos en el polímero). Las interacciones iónicas entre el polielectrolito y el tensioactivo conducen a una unión sólida, sobre todo si el tensioactivo es hidrófobo y, por lo tanto, no tiene de por sí una tendencia a disolverse en entorno acuoso.

Además, como revestimiento químico hidrófobo también se puede emplear un complejo polielectrolítico a base de acrilato, aplicándose sobre la superficie una primera capa de polielectrolitos, como ácido poliacrílico, o bien copolímeros que contienen ácido acrílico o metacrílico, eventualmente también con algunos grupos ácido fosfórico (ácido vinilfosfónico comonómero) para la adherencia, y a continuación una segunda capa como anteriormente (revestimiento a partir de una disolución de tensioactivo, ajustada a los grupos iónicos del polielectrolito).

Preferentemente se emplean los siguientes tres tipos de materiales de revestimiento hidrófobos:

poliuretanos reticulados,

poliuretanos no reticulados,

complejos polielectrolíticos,

que presentan las siguientes características:

reticulados con poliuretano:

los poliuretanos se diferencian de casi todos los demás polímeros y plásticos en que, mediante un "sistema de kit de construcción" se componen de muchos componentes diferentes (diisocianatos, poliisocianatos, polioles, prolongadores de cadenas, segmentos blandos, etc.). En este caso, la verdadera estructura (síntesis química de las moléculas de polímero) se efectúa típicamente durante la elaboración, de modo que el usuario, o bien el fabricante de componentes a base de poliuretanos, puede componer las propiedades definitivas completamente según sus requisitos. Por el contrario, todos los demás plásticos se producen y se suministran con perfiles de propiedades por el fabricante de materias primas (industria química), de modo que el usuario, o bien el fabricante de componentes, solo tiene una influencia relativamente reducida sobre el perfil de propiedades. Por lo tanto, los poliuretanos representan una base de partida muy buena para desarrollos especiales, como el revestimiento del cuerpo de implante 1 según la invención.

Los poliuretanos se emplean como materiales biocompatibles desde hace tiempo, a modo de ejemplo como revestimiento inerte, no degradable, de marcapasos, o también como materiales soporte biocompatibles, degradables (scaffolds) para ingeniería de tejidos, o bien medicina regenerativa. Las propiedades (por ejemplo hidrofobia/hidrofilia, degradabilidad, estabilidad a largo plazo, resistencia, rigidez, porosidad, etc.) se ajustan en este caso mediante la combinación de los componentes según demanda. Los poliuretanos reticulados se producen en disolución diluida en presencia del sustrato a revestir. En este caso, los componentes se pueden seleccionar de modo que, durante la reticulación, también se efectúe simultáneamente una unión química a la superficie del sustrato a revestir. A menudo, estos materiales se adhieren extraordinariamente, especialmente sobre superficies hidrófilas, sin agentes adhesivos o capas intermedias similares. En este caso, los componentes de los poliuretanos se pueden seleccionar de modo que las capas producidas sean hidrófobas en sí mismas.

Como componentes, para la biocompatibilidad son apropiados di- y poliisocianatos alifáticos, para la estabilidad a largo plazo son apropiados segmentos blandos y polioles a base de policarbonato, silicona o polibutadieno, y para la hidrofobia son apropiados dioles de cadena larga, asimismo eventualmente a base de silicona o polibutadieno como prolongadores de cadenas.

El inconveniente principal es el control problemático del espesor de capa en el revestimiento. La concentración es el único parámetro independiente, cuya variación puede influir sobre el espesor de capa. Si bien también la composición y el tiempo de reacción tienen un efecto sobre el espesor de capa, la composición también influye sobre todas las demás propiedades, y el tiempo de reacción no se puede fijar a voluntad, ya que para la biocompatibilidad es necesaria la reacción completa de grupos isocianato, de modo que el tiempo de revestimiento no se puede acortar a voluntad.

Poliuretanos, no reticulados:

los poliuretanos no reticulados se producen por separado del proceso de revestimiento y se aplican a continuación a partir de una disolución diluida en un proceso de inmersión. El ajuste de las propiedades ofrece las mismas posibilidades que en el caso de los poliuretanos reticulados, ya que casi todos los componentes se pueden emplear en ambos casos.

La ventaja de los poliuretanos no reticulados consiste en que la síntesis y el revestimiento se pueden desarrollar por separado, de modo que hay mayores posibilidades de control del espesor de capa. La concentración, el tiempo de acción en el proceso de inmersión y sobre todo el número de procesos (con secado intermedio en cada caso) determinan el espesor de la capa aplicada.

El inconveniente consiste en que una unión química de la capa al sustrato requiere una capa adhesiva o componentes especiales en el poliuretano que puedan reaccionar con la superficie. Por lo tanto, la adherencia de estas capas es menos duradera o el proceso de revestimiento es más costoso, ya que antes del verdadero revestimiento se debe aplicar en primer lugar una capa adhesiva. No obstante, del mismo modo, ya que esto es previsiblemente posible como revestimiento por inmersión sencillo, el gasto adicional está limitado.

Complejos polielectrolíticos:

los complejos polielectrolíticos se sirven de interacciones electrostáticas entre iones y superficies con carga positiva y negativa. Cada material presenta una determinada carga superficial en agua (potencial Zeta), que - según la estructura química - es positiva o negativa. También las partículas, o bien superficies neutras poseen esta carga superficial. Los polielectrolitos cuyas cargas a lo largo de la cadena de polímero son opuestas a esta carga superficial, se adhieren muy firmemente a la superficie. En general, estos ya no se pueden eliminar, ya que cada cadena de polímero se adhiere simultáneamente con docenas o cientos de grupos según longitud de cadena y de este modo se mantiene en posición si alguno de estos grupos se desprende debido a influencias externas. Sobre estos polielectrolitos se pueden precipitar entonces polielectrolitos de carga opuesta, de modo que es posible un ajuste exacto del espesor de capa sobre una base molecular mediante corte alternante (técnica capa-a-capa). O se separan iones de bajo peso molecular, por ejemplo tensioactivos, o bien jabones, uno de cuyos extremos porta una carga opuesta al polielectrolito para asegurar la adherencia y cuyo otro extremo es hidrófobo. En el caso ideal, de este modo se pueden producir capas que presentan hacia el exterior una capa densa, por ejemplo, de grupos metilo, con lo cual se puede obtener casi la tensión superficial de polímeros fluorados (PTFE, teflón).

Las ventajas de estos materiales consisten en la adherencia, habitualmente extraordinaria, en sistemas acuosos o no acuosos, en la exacta controlabilidad del espesor de capa y en la hidrofobia controlable relativamente bien, muy marcada.

Es desfavorable la separación en capas casi monomoleculares, que requiere un gran número de procesos de inmersión en baños polielectrolíticos alternantes en el caso de espesores de capa mayores. Sin embargo, ya que no son necesarios pasos de secado intermedios, el gasto es defendible.

Además, como material de partida para el cuerpo en forma de vástago del implante articular 1 se pueden emplear aquellos materiales aptos para impresión 3D que presentan ya de por sí una superficie hidrófoba (es decir, sin microy/o nanoestructuración adicional y/o revestimiento químico. A modo de ejemplo, la superficie no tratada de un sustrato de cerámica de dióxido de zirconio presenta ya propiedades hidrófobas.

De manera alternativa o adicional al revestimiento químico hidrófobo descrito anteriormente o a la selección de material, además se pueden generar superficies micro- y nanoestructuradas en el cuerpo en forma de vástago del implante articular 1, como las conocidas como superficies autolimpiantes también bajo el concepto Lotus-Effect®. Tales superficies micro- y nanoestructuradas son conocidas, a modo de ejemplo, por la publicación WO 96/04123 A.

Además, las estructuras trabeculares artificiales 14 pueden presentar un revestimiento de crecimiento adicional, o bien un factor de crecimiento, con el fin de la diferenciación mejorada de células cartilaginosas y del crecimiento de material cartilaginoso. La estructura trabecular artificial 14 se puede revestir preferentemente con factor de crecimiento específico, humano y homólogo a humano FGF [Fibroblast Growth Factor], en especial FGF-1, FGF-2 y FGF-10 a FGF-22 y ahí en especial FGF-18. Alternativamente, la estructura trabecular artificial 14 se puede revestir con factor de crecimiento específico, humano y homólogo a humano SDF [Stromal Cell-Derived Factor], en especial SDF-1. Además, se puede aplicar factor de crecimiento específico, humano y homólogo a humano IGF-1 [Insulin-like Growth Factor 1], PDGF humano [Platelet-Derived Growth Factor], factor de crecimiento específico, humano y homólogo a humano TGF-p1 y TGF-p3 [Transforming Growth Factors beta 1 y beta 3], o BMP-2 y BMP-7 específico, humano y homólogo a humano [Bone Morphogenetic Protein-2 y Protein-7] sobre la estructura trabecular artificial 14. Otras posibilidades de revestimiento comprenden: OP-1 específica, humana y homóloga a humana [Osteogenic Protein-1], PRP humano [Plateletrich Plasma], así como especialmente poliamida bioinerte apropiada para revestimientos. Se entiende que también son posibles combinaciones de los revestimientos descritos anteriormente. El factor de crecimiento se puede aplicar preferentemente como última capa.

Según la invención, mediante selección correspondiente de materiales bioinertes y biocompatibles apropiados con adaptación ideal de la estructura superficial geométrica y química/bioquímica (estructura trabecular artificial) se puede controlar selectivamente la diferenciación de células madre mesenquímicas en condrocitos u osteoblastos. De este modo se puede mejorar en especial la estructura del cartílago en el lado orientado hacia el líquido sinovial (zona de cubierta 12) de los implantes articulares 1 mediante las estructuras superficiales y revestimientos hidrófobos descritos anteriormente, así como con los factores de crecimiento que estimulan la condrificación. Además, en el lado opuesto al líquido sinovial (zona de fondo 11) de los implantes articulares se puede mejorar la osificación, así como la estructura ósea en la zona del hueso esponjosa. De este modo se obtiene casi idoneidad fisiológica, ya que no se influye, o se influye de manera insignificante sobre la anatomía articular y la estabilidad ósea natural, como por ejemplo en el caso de implante de una endoprótesis. De este modo se mejora sensiblemente la compatibilidad y la eficacia de la terapia curativa por medio de implantes articulares descritos anteriormente.

Mediante su forma cilíndrica con rosca externa y con ayuda de su superficie hidrófoba, el implante articular según la invención posibilita que las células de la médula ósea puedan ascender al vástago para alcanzar el tejido que se encuentra alrededor y por encima del vástago. En este caso, el cuerpo en forma de vástago puede ser hueco o estar relleno. El implante articular se atornilla en el hueso y abastece hueso y tejido cartilaginoso situado por encima. El implante articular posibilita en especial el transporte de células, incluso si no está presente un tejido conectivo. De este modo se pueden producir nuevos nidos de tejido, como por ejemplo en el caso de una artrosis extendida o de huesos inflamados, por ejemplo se puede cicatrizar en el caso de formación de un edema a través del acceso a células del tejido óseo.

Ya que el implante articular permanece en el hueso posicionado, el transporte celular se puede efectuar constantemente. Esto posibilita por primera vez un tratamiento casi curativo.

El implante articular según la invención posibilita un transporte de células del tejido óseo a la superficie del tejido (la denominada función de elevación). Mediante diferentes factores estructurales, la superficie del vástago se puede aumentar en gran medida y más células alcanzan la superficie (zona de cubierta). Los factores estructurales comprenden, a modo de ejemplo, una macroestructuración, como por ejemplo una formación de canal en el interior del cuerpo de implante o, por ejemplo, la forma básica de la estructura roscada, y una micro- a nanoestructuración, como por ejemplo la microestructuración trabecular, pero también de otro tipo, por ejemplo de tipo canal, en el lado externo y eventualmente interno del cuerpo en forma de vástago. La macro- y micro- a nanoestructuración se efectúa preferentemente mediante procedimientos de impresión 3D apropiados y eventualmente un subsiguiente tratamiento químico de las superficies. De este modo se aumenta en gran medida la superficie del vástago y más células alcanzan la superficie. El vástago debe concluir preferentemente con la superficie del tejido del hueso. Alternativamente, el vástago puede concluir ligeramente por debajo o ligeramente por encima.

De este modo, en la superficie/el límite del tejido, las células a partir del hueso y la médula ósea pueden formar nuevo tejido ausente.

Además, el implante articular según la invención se puede emplear también para la fijación de estructuras de apoyo (los denominados scaffolds) y tejidos como tendones y ligamentos en el hueso. Del mismo modo, este se puede emplear en la cirugía plástica, en este caso sirve como soporte de células y conector de tejidos o tejidos y productos clínicos y materiales, pero también para la formación de tejido de apoyo de colágeno (formación de callo), por ejemplo en la cirugía facial.

Además, el implante articular según la invención puede unir también capas de tejido óseo interrumpidas, como por ejemplo en el caso de rotura de huesos. A este respecto, mediante macro-, micro- y nanoestructuración de las superficies apropiada y/o posterior tratamiento químico apropiado y/o revestimiento, se puede regular (ajustar) la hidrofobia, también alternantemente dentro del vástago, de modo que se obtenga un asentamiento óptimo con células óseas o cartilaginosas.

Además, el implante articular no limita la administración de antirresortivos, como anticuerpos Anti-RANK-L (Denosumab) o inhibidores, o bien anticuerpos de catepsina K (Odanacatib) o bisfosfonatos, en especial bisfosfonatos y en especial bisfosfonatos parenterales como ácido ibandrónico y ácido zoledrónico y ácido pamidrónico y medicamentos para el fortalecimiento óseo (anabólicos óseos). Además de la combinación con antirresortivos y/o anabólicos óseos, como por ejemplo Teriparatid ("Forsteo®", PTH 1-84 ("Preotact®") o Abaloparatid ("Tymlos") o anticuerpos antiesclerostina (Romosozumab, AMG 785)), posibilita la combinación, por ejemplo, con ácido hialurónico, pero también otros líquidos de amortiguación o geles como sustitutos del líquido sinovial.

Mediante la combinación de los materiales biocompatibles, bioinertes, aptos para impresión 3D descritos anteriormente, de las geometrías biomédicas apropiadas específicamente (curvatura, nanoestructura, microestructura y macroestructura) y de los revestimientos que estimulan el crecimiento, se obtiene un implante articular novedoso, que puede optimizar ulteriormente la cantidad y la calidad y, de este modo, la resistencia y la estabilidad de tejidos sustitutivos de cartílago y contribuir esencialmente al tratamiento curativo de enfermedades articulares (artrosis).

La invención se describió anteriormente por medio de ejemplos de realización preferentes. No obstante, esta no se limita a estos y también comprende en especial combinaciones individuales de los ejemplos de realización descritos anteriormente, si estos se encuentran en el ámbito de las presentes reivindicaciones. En especial, también se puede emplear carbono como material para los implantes articulares y en especial para las estructuras trabeculares artificiales. En especial, en lugar de la forma cilíndrica descrita, también se puede emplear una forma ligeramente cónica para el cuerpo en forma de vástago del implante articular. En especial, mediante la superficie hidrófoba también se puede favorecer la etapa previa a la diferenciación condrocitaria de células madre mesenquímicas, es decir, la diferenciación condroblástica de células madre mesenquímicas.

Aunque la invención se describió anteriormente en relación con el empleo en articulaciones de cadera y rodilla humanas, esta no se limita a las mismas y también comprende en especial articulaciones pequeñas, así como mínimas (por ejemplo articulación de tobillo y dedos) y articulaciones de animales.

Lista de signos de referencia

1 Implante articular

2 Cartílago articular

3 Zona ósea esponjosa

4 Periostio

5 Corteza ósea

6 Cavidad de médula ósea

7, 8 Trabécula

11 Zona de fondo

12 Zona de cubierta

13 Zona de revestimiento

14 Estructura trabecular artificial

15 Estructura roscada

16 Hueco

GD Diámetro de rosca

GS Paso de rosca

AD Diámetro externo

ID Diámetro interno

L Longitud de implante articular

d Espesor de la zona de revestimiento

b Anchura de hueco

Claims

REIVINDICACIONES

1. Implante articular para la neoformación de tejidos en una articulación, presentando el implante articular (1) un cuerpo en forma de vástago con una zona de fondo (11), una zona de cubierta (12) y una zona de revestimiento (13), formándose al menos parcialmente una estructura roscada (15) sobre la zona de revestimiento (13) del implante articular (1),

caracterizado por que

al menos la zona de cubierta (12) y la estructura roscada (15), en especial el cuerpo en forma de vástago total, del implante articular (1) presentan una estructura trabecular artificial (14), que se produce mediante un procedimiento de impresión 3D de tal manera que se realiza una superficie hidrófoba para favorecer una diferenciación condrocitaria de células madre mesenquímicas.

2. Implante articular según la reivindicación 1, caracterizado por que el cuerpo en forma de vástago del implante articular (1) representa un cuerpo hueco con al menos una o varias cavidades.

3. Implante articular según una de las reivindicaciones 1 o 2, caracterizado por que el cuerpo en forma de vástago del implante articular (1) presenta una forma cilíndrica o cónica.

4. Implante articular según una de las reivindicaciones 1 a 3, caracterizado por que el material del cuerpo en forma de vástago presenta

un polímero, en especial PA, PEK, PEKK, PEEK, UHMWPE o PCL,

un metal, en especial Ti, acero inoxidable, o una aleación metálica, en especial Ti64 o CoCr,

una cerámica, en especial Al2O3, ZrO2 o Ca3(PO4)2, Si3N4, o

combinaciones de estos materiales.

5. Implante articular según una de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizado por que al menos la zona de cubierta (12) del implante articular (1) presenta un hueco (16) para la introducción de un momento de torsión.

6. Implante articular según una la reivindicación 5, caracterizado por que el hueco (16) presenta la forma de una ranura, una ranura en cruz, un canto múltiple interno o un torx.

7. Implante articular según una de las reivindicaciones 1 a 6, caracterizado por que la estructura roscada (15) del implante articular (1) presenta un paso de rosca (GS) de 0,5 mm a 1 mm.

8. Implante articular según una de las reivindicaciones 1 a 7, caracterizado por que la zona de fondo (11) del implante articular (1) presenta una punta y la estructura roscada (15) presenta configuración automoldeante, autoconformante o autorroscante.

9. Implante articular según una de las reivindicaciones 1 a 7, caracterizado por que la superficie hidrófoba se realiza mediante un revestimiento químico hidrófobo.

10. Implante articular según una la reivindicación 9, caracterizado por que el revestimiento químico hidrófobo presenta un poliuretano segmentado o un polielectrolito o un quitosano o derivado de quitosano con funcionalización hidrófoba.

11. Implante articular según una de las reivindicaciones 1 a 10, caracterizado por que la superficie hidrófoba se realiza mediante una nanoestructuración hidrófoba de un fondo.

12. Implante articular según una de las reivindicaciones 1 a 12, caracterizado por que el cuerpo en forma de vástago del implante articular (1) presenta una longitud (L) de 0,6 cm a 2,2 cm, en especial de 1,25 cm.

13. Implante articular según una de las reivindicaciones 1 a 12, caracterizado por que el cuerpo en forma de vástago del implante articular (1) presenta un diámetro de rosca (GD) de 2 mm a 6 mm, en especial 3 mm.

14. Implante articular según una de las reivindicaciones 1 a 13, caracterizado por que al menos la zona de cubierta (12), en especial el cuerpo en forma de vástago total, del implante articular (1) presenta un factor de crecimiento para favorecer una diferenciación condrocitaria de células madre mesenquímicas, en especial FGF-1, FGF-2, FGF-10 a FGF-22, SDF-1, IGF-1, PDGF, TGF-01 y TGF-03, BMP-2 y BMP-7, OP-1, PRP o poliamida bioinerte.

15. Implante articular según una de las reivindicaciones 1 a 14, caracterizado por que al menos la zona de cubierta (11) del implante articular (1) presenta una superficie hidrófila para favorecer una diferenciación osteoblástica de células madre mesenquímicas.