BR112012000326B1

BR112012000326B1 - método de fabricação de uma prótese de osso sintética e prótese de osso sintética

Info

Publication number: BR112012000326B1
Application number: BR112012000326-7A
Authority: BR
Inventors: James Jenq Liu
Original assignee: Bio2 Technologies, Inc
Priority date: 2009-07-10
Filing date: 2010-07-08
Publication date: 2021-05-04
Also published as: US8652368B2; IL217339A; CA2767714C; IN2012DN01105A; WO2011005933A3; CA2767715A1; WO2011005933A2; US20120203355A1; JP5711736B2; US20160158026A9; CA2767714A1; IL217340A; KR101683328B1; KR20120052968A; BR112012000327A2; US8337876B2; IN2012DN01107A; JP2012532680A; BR112012000327B8; EP2451494A2

Abstract

MÉTODO DE FABRICAÇÃO DE UMA PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA E PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA Trata-se de uma estrutura de suporte de tecido reabsorvível fabricada a partir de fibra de vidro bioativa forma uma matriz porosa tridimensional rígida que tem uma composição bioativa. Uma porosidade na forma de espaço de poro interconectado é provida pelo espaço entre a fibra de vidro bioativa na matriz porosa. A força da matriz bio-reabsorvível é provida por vidro bioativo que funde e liga a fibra de vidro bioativa na matriz tridimensional rígida. A estrutura de suporte de tecido reabsorvível suporta q crescimento do tecido para prover osteocondutividade como uma estrutura de suporte de tecido reabsorvível, utilizado para o reparo de tecido ósseo deteriorado e/ou doente.

Description

CAMPO DA INVENÇÃO

A presente invenção refere-se de maneira geral ao campo dos implantes médicos fibrosos e porosos. Mais especificamente, a invenção refere-se a um implante fibroso bioativo que tem propriedades osteoestimuladoras em aplicações de meios in vivo.

FUNDAMENTOS DA INVENÇÃO

Dispositivos protéticos são frequentemente necessários para reparar defeitos em tecido ósseo em procedimentos cirúrgicos e ortopédicos. As próteses são cada vez mais necessárias para substituição ou reparo de tecido ósseo doente ou deteriorado em uma população idosa e para 15 melhorar o mecanismo do próprio corpo para produzir cicatrização rápida de lesões musculoesqueléticas resultantes de trauma grave ou de doença degenerativa.

Procedimentos de autoenxerto e aloenxerto têm sido desenvolvidos para o reparo de defeitos ósseos. Em procedimentos de autoenxerto, os enxertos ósseos são coletados de um local doador no paciente, por exemplo, da crista ilíaca, para implantar no local de reparo, a fim de promover regeneração do tecido ósseo. Contudo, procedimentos de autoenxerto são particularmente invasivos, e causam risco 25 de infecção e dor desnecessários, e desconforto no local de coleta. Em procedimentos de aloenxerto, os enxertos ósseos são utilizados a partir de um doador da mesma espécie, mas o uso desses materiais pode aumentar o risco de infecção, ) transmissão de doença, e reações imunes, bem como objeções religiosas. Consequentemente, materiais sintéticos e métodos para implante de materiais sintéticos têm sido procurados como uma alternativa para o autoenxerto e para o aloenxerto.

Dispositivos protéticos sintéticos para o reparo de defeitos no tecido ósseo têm sido desenvolvidos em uma tentativa de prover um material com as propriedades mecânicas de materiais ósseos naturais, enquanto se promove crescimento de tecido ósseo para prover um reparo durável e permanente. 0 < 5 conhecimento da estrutura e das propriedades biomecânicas do osso, e uma compreensão do processo de cicatrização óssea propiciam orientações sobre as propriedades e características desejadas de um dispositivo protético sintético ideal para reparo ósseo. Essas características incluem, mas não estão 10 limitadas a: bio-reabsorbilidade de modo que o dispositivo efetivamente dissolve no corpo sem efeitos colaterais danosos; osteoestimulação e/ou osteocondutividade para promover o crescimento de tecido ósseo no dispositivo conforme o ferimento cicatriza; e suporte de carga ou 15 distribuição de peso para apoiar o local de reparo ainda exercita o tecido conforme o ferimento cicatriza para promover um reparo durável.

Materiais desenvolvidos até o momento têm tido sucesso na obtenção de pelo menos algumas das características 20 desejadas, mas quase todos os materiais comprometem pelo menos algum aspecto das necessidades biomecânicas de uma estrutura de suporte de tecido duro ideal.

BREVE DESCRIÇÃO RESUMIDA DA INVENÇÃO

A presente invenção atinge os objetivos de uma 25 prótese óssea sintética eficaz para o reparo de defeitos ósseos ao prover um material que é bio-reabsorvível, osteoestimulador, e que suporta carga. A presente invenção provê uma estrutura de suporte de tecido bio-reabsorvível (ou seja, reabsorvível) de fibra de vidro bioativa com uma 30 ligação de vidro bioativo em pelo menos uma parte da fibra para formar uma matriz porosa tridimensional rígida. A matriz porosa tem um espaço de poro interconectado com uma distribuição de tamanho de poro na faixa de aproximadamente μm a aproximadamente 500 μm com porosidade entre 40% e 85% para prover osteocondutividade uma vez implantada no tecido ósseo. Realizações da presente invenção incluem o espaço de poro que tem uma distribuição de tamanho de poro bimodal.

Também são providos métodos de fabricação de uma prótese óssea sintética de acordo com a presente invenção que incluem a mistura de fibra bioativa com componentes voláteis que incluem um formador de poros, e um líquido para prover uma batelada formável plasticamente, e um amassamento da batelada formável para distribuir a fibra bioativa em uma massa substancialmente homogênea de fibra bioativa entrelaçada e sobreposta. A batelada formável é seca, aquecido para remover os componentes voláteis e para formar ligações entre a fibra de vidro bioativa entrelaçada e sobreposta com o uso de uma reação exotérmica do formador de poros. Realizações da presente invenção iniciam a reação exotérmica durante a etapa de aquecimento a uma temperatura inferior à temperatura de desvitrificação da fibra bioativa, e completam a reação exotérmica antes que a fibra alcance sua temperatura de desvitrificação. Realizações da presenteinvenção iniciam a reação exotérmica do formador de poros durante a etapa de aquecimento a uma temperatura inferior à temperatura de desvitrificação da fibra bioativa, e completam a reação exotérmica depois que a fibra excede sua temperatura de desvitrificação.

Essas e outras características da presente invenção irão se tornar aparentes a partir de uma leitura das descrições a seguir e podem ser executadas por meio de instrumentos e combinações particularmente apontadas nas 30 reivindicações anexas.

BREVE DESCRIÇÃO DAS VÁRIAS VISTAS DOS DESENHOS

O acima mencionado e outros objetivos, características, e vantagens da invenção serão aparentes a partir da descrição detalhada a seguir das várias realizações da invenção, tal como ilustrado nos desenhos anexos nos quais os mesmos caracteres de referência referem-se às mesmas partes ao longo das diferentes vistas. Os desenhos não estão J 5 necessariamente em escala, em vez disso a ênfase está colocada na ilustração dos princípios da invenção.

A FIGURA 1 é uma micrografia óptica com uma ampliação de aproximadamente 1000X que mostra uma realização de uma estrutura de suporte de tecido bioativo de acordo com 10 a presente invenção.

A FIGURA 2 é um fluxograma de uma realização de um método da presente invenção para formar a estrutura de suporte de tecido bioativo da FIGURA 1.

A FIGURA 3 é um fluxograma de uma realização de uma 15 etapa de cura de acordo com o método da invenção da FIGURA 2.

A FIGURA 4 é uma representação esquemática de uma realização de um objeto fabricado de acordo com um método da presente invenção.

A FIGURA 5 é uma representação esquemática do objeto da FIGURA 4 depois da conclusão de uma etapa deremoção de componente volátil do método da presente invenção.

A FIGURA 6 é uma representação esquemática do objeto da FIGURA 5 depois da conclusão de uma etapa de formação de ligação do método da presente invenção.

A FIGURA 7 é um gráfico de uma análise comparative de várias realizações de estruturas de suporte de tecido reabsorvível da presente invenção em comparação com amostras conhecidas.

A FIGURA 8 é uma vista em elevação lateral de uma 30 estrutura de suporte de tecido bioativo de acordo com a presente invenção produzido em um implante espinal.

A FIGURA 9 é uma vista em perspectiva lateral de uma parte de uma coluna vertebral que tem o implante espinal da FIGURA 8 implantado no espaço intervertebral.

A FIGURA 10 é um desenho esquemático que mostra uma vista isométrica de uma estrutura de suporte de tecido bioativo de acordo com a presente invenção produzido em uma '5 osteotomia em cunha.

A FIGURA 11 é um desenho esquemático que mostra uma vista aumentada da osteotomia em cunha da FIGURA 10 operável para ser inserida em uma abertura de osteotomia em um osso.

A FIGURA 12 é um gráfico de um perfil térmico 10 representativo da etapa de cura das realizações do método da presente invenção.

Embora os desenhos identificados acima estabeleçam as realizações descritas presentemente, outras realizações também são contempladas, tal como observado na discussão.

Esta descrição apresenta realizações ilustrativas a título de representação e não de limitação. Diversas outras modificações e realizações podem ser concebidas pelos elementos versados na técnica que se enquadram no âmbito e no caráter dos princípios das realizações descritas agora.

DESCRIÇÃO DETALHADA DA INVENÇÃO

A presente invenção provê uma estrutura de suporte de tecido protético sintético para o reparo de defeitos de tecidos. Conforme aqui utilizado, os termos "estrutura de suporte de tecido protético sintético" e "estrutura de 25 suporte de tecido ósseo" e "estrutura de suporte de tecido" e "prótese óssea sintética" em várias formas podem ser utilizados alternadamente do início ao final. Em uma realização, a estrutura de suporte de tecido protético sintético é bio-reabsorvível uma vez implantada em tecido 30 vivo. Em uma realização, a estrutura de suporte de tecido protético sintético é osteocondutora uma vez implantada em tecido vivo. Em uma realização, a estrutura de suporte de tecido protético sintético é osteoestimuladora uma vez implantada em tecido vivo. Em uma realização, a estrutura de suporte de tecido protético sintético suporta carga uma vez implantada em tecido vivo.

Vários tipos de implantes sintéticos foram ' 5 desenvolvidos para aplicações de engenharia de tecidos em uma tentativa de prover um dispositivo protético sintético que simule as propriedades de tecido ósseo natural e promova a cicatrização e o reparo de tecido. Estruturas metálicas e biopersistentes foram desenvolvidas para prover alta 10 resistência em uma estrutura de poros que promove o crescimento de tecido novo. Contudo, esses materiais não são bio-reabsorvíveis e devem ser ou removidos em procedimentos cirúrgicos subsequentes ou deixados dentro do corpo por toda a vida do paciente. Uma desvantagem de implantes metálicos 15 biopersistentes e biocompatíveis é que a alta capacidade de suporte de carga não transfere o tecido regenerado que circunda o implante. Quando é formado tecido duro, a carga de tensão resulta em um tecido mais forte, mas o implante metálico protege o osso recém-formado de receber essa tensão.

A proteção contra a tensão do tecido ósseo, portanto resulta em tecido ósseo fraco que pode de fato ser reabsorvido pelo corpo, o que é um iniciador de afrouxamento da prótese.

Implantes no tecido vivo suscitam uma resposta biológica que depende de vários fatores, tal como a composição do implante. Materiais biologicamente inativos são comumente encapsulados com tecido fibroso para isolar o implante do hospedeiro. Os metais e a maioria dos polímeros produzem essa resposta interfacial, tal como n ocaso das cerâmicas quase inertes, tais como alumina ou zircônia.

Materiais biologicamente ativos ou materiais bioativos extraem uma resposta biolítica que pode produzir uma ligação interfacial que prende o material de implante ao tecido vivo, bem como a interface que é formada quando tecido natural é o r auto-reparado. Essa ligação interfacial pode levar a uma interface que estabiliza a estrutura de suporte ou implante no leito ósseo e prover a transferência de tensão da estrutura de suporte através da interface ligada dentro do í'5 tecido ósseo. Quando são aplicadas cargas ao reparo, o tecido ósseo que inclui o tecido ósseo regenerado é tensionado, “ limitando desse modo a reabsorção de tecido ósseo devido à proteção contra tensão. Um material bio-reabsorvível pode extrair a mesma resposta que o material bioativo, mas também pode exibir degradação química completa por fluido corpóreo.

O desafio de desenvolver uma estrutura de suporte de tecido reabsorvível com o uso de materiais biologicamente ativos e reabsorvíveis é obter uma resistência de suporte de carga com porosidade suficiente para promover o crescimento de tecido ósseo. Materiais de biovidro e biocerâmica bioativos convencionais em uma forma porosa não são conhecidos como sendo inerentemente suficientemente fortes para prover resistência de suporte de carga como uma prótese ou implante sintético. Materiais bioativos convencionais preparados em uma estrutura de suporte de tecido com porosidade suficiente para ser osteoestimulador não têm exibido resistência de suporte de carga. Semelhantemente, materiais bioativos convencionais em uma forma que propicia suficiente resistência não exibem uma estrutura de poros que pode ser considerada como sendo osteoestimuladora.

Estruturas à base de fibras são em geral conhecidas por proporcionarem uma resistência inerentemente maior para as razões de peso, uma vez que a resistência de uma fibra individual pode ser significativamente maior do que materiais à base de pó ou à base de partículas da mesma composição. Uma fibra pode ser produzida com relativamente poucas descontinuidades que contribuem para a formação de concentrações de tensão para a propagação de falhas. Em contraste, um material à base de pó ou à base de partículas requer a formação de ligações entre cada uma das partículas adjacentes, em que cada interface de ligação cria potencialmente uma concentração de tensão. Além disso, a z5 estrutura à base de fibras propicia o alívio de tensão e desse modo, maior resistência, quando a estrutura à base de fibras é sujeitada a tensão na qual a falha de qualquer uma das fibras individuais não se propaga através das fibras adjacentes. Consequentemente, uma estrutura à base de fibras 10 exibe propriedades de resistência mecânica superiores em um tamanho equivalente e porosidade do que um material à base de pó da mesma composição.

Materiais à base de fibra bioativa foram propostos para aplicações de engenharia de tecidos, mas esses materiais da técnica anterior comprometem tanto a necessidade de suporte de carga quanto às propriedades osteoestimuladoras. Por exemplo, os ensinamentos de Marcolongo et al. (Patente Norte-americana 5.645.934) descreve uma estrutura de compostos de fibra de vidro bioativa trançada com um polímero termoplástico para prover capacidade de suporte de carga, mas insuficiente porosidade para prover osteoestimulação. Semelhantemente, os ensinamentos de Dunn et aí. (Patente Norte-americana 4.655.777) descrevem uma fibra de vidro bioativa matriz de polímero bioativo reforçado para prover uma estrutura de suporte de tecido duro que suporta carga, que se encontra na dissolução do polímero bioativo para facilitar o crescimento do tecido ósseo conforme o osso circundante cicatriza. Os ensinamentos de Pirhonen (Patente Norte-americana 7.241.486) descrevem um material de enchimento de osso poroso preparado por sinterização de fibras de vidro bioativas, mas a morfologia de poros resultante não é bem controlada para assegurar osteocondutividade e/ou osteoestimulação quando fabricada de uma forma que tem alta resistência para potencialmente aplicações de suporte de carga.

A presente invenção provê um material para aplicações de engenharia de tecidos que é bio-reabsorvível, com capacidade de suporte de carga, e osteoestimulador com uma estrutura de poros que pode ser controlada e otimizada para promover o crescimento do osso.

A FIGURA 1 é uma micrografia óptica em ampliação de aproximadamente 1.000X que mostra uma realização de uma estrutura de suporte de tecido bioativo 100 da presente invenção. A estrutura de suporte de tecido bioativo 100 é uma matriz tridimensional rígida 110 que forma uma estrutura que simula a estrutura óssea em resistência e em morfologia dos poros. Conforme aqui utilizado, o termo "rígido" significa que a estrutura não tem rendimento significativo com a aplicação de tensão até que se fraturou da mesma maneira que o osso natural seria considerado como sendo uma estrutura rígida. A estrutura de suporte 100 é um material poroso que tem uma rede de poros 120 que em geral são interconectados. Em uma realização, a rede de poros 120 interconectada propicia osteocondutividade. Conforme aqui utilizado, o termo osteocondutor significa que o material pode facilitar o crescimento do tecido ósseo. O osso esponjoso de um ser humano típico tem um resistência ao esmagamento por compressão que varia entre aproximadamente 4 e aproximadamente 12 MPa com um módulo de elasticidade que varia entre aproximadamente 0,1 a aproximadamente 0,5 GPa. Conforme será mostrado abaixo, a estrutura de suporte de tecido bioativo 100 da presente invenção pode prover uma estrutura osteoestimuladora porosa em um material bioativo com porosidade maior que 50% e resistência ao esmagamento por compressão maior que 4 MPa até, e superior a, 22 MPa.

Em uma realização, a matriz tridimensional 110 é formada por fibras que são ligadas e fundidas em uma estrutura rígida, com uma composição que exibe bio- reabsorbilidade. O uso de fibras como uma matéria-prima para criar a matriz tridimensional 110 propicia uma vantagem -5 distinta sobre o uso de matérias-primas à base de pó bioativo ou bio-reabsorvíveis convencionais. Em uma realização, a matéria-prima à base de fibra propicia uma estrutura que tem mais resistência em uma dada porosidade que uma estrutura à base de pó. Em uma realização, o uso de fibras como a 10 matéria-prima primária resulta em um material bioativo que exibe taxas de dissolução mais uniformes e controladas no fluido corpóreo.

Em uma realização, o material à base de fibra da matriz tridimensional 110 exibe características de bio- reabsorbilidade superior sobre as mesmas composições em um sistema à base de pó ou à base de partícula. Por exemplo, as taxas de dissolução são cada vez mais variáveis e desse modo, imprevisíveis, quando o material exibe limites de grãos, como uma forma de material à base de pó, ou quando o material está em uma fase cristalina. Materiais à base de partículas demonstraram exibir diminuição rápida na resistência quando dissolvidos por fluidos corpóreos, e exibem falhas devido à fadiga pela propagação de trincas nos limites de grãos de partículas. Uma vez que o vidro bioativo ou os materiais cerâmicos em forma de fibra são em geral amorfos, e os processos de tratamento térmico dos métodos da presente invenção podem controlar melhor a quantidade e o grau de estrutura ordenada e de cristalinidade, a estrutura de suporte de tecido 100 da presente invenção pode exibir taxas de dissolução mais controladas, com maior resistência.

A estrutura de suporte de tecido bioativo 100 da presente invenção propicia características mecânicas e químicas desejadas, combinadas com a morfologia dos poros para promover osteocondutividade. A rede de poros 120 é a porosidade interconectada natural que resulta do espaço em meio ao material de fibra entrelaçado, não tecido em uma estrutura que simula a estrutura de osso natural. Além disso, ? 5 com o uso dos métodos descritos aqui, o tamanho do poro pode ser controlado e otimizado para aumentar o fluxo sanguíneo e o fluido corpóreo dentro da estrutura de suporte 100 e do osso regenerado. Por exemplo, o tamanho do poro e a distribuição do tamanho do poro podem ser controlados através da seleção de formadores de poros e de aglutinantes orgânicos que são volatilizados durante a formação da estrutura de suporte 100. 0 tamanho do poro e a distribuição do tamanho do poro podem ser determinados pelo tamanho da partícula e pela distribuição do tamanho da partícula do formador de poros que 15 inclui um único modo de tamanhos de poros, uma distribuição de tamanho de poro bimodal, e/ou uma distribuição de tamanho de poro multimodal. A porosidade da estrutura de suporte 100 pode estar na faixa de aproximadamente 40% a aproximadamente 85%. Em uma realização, essa faixa promove o processo de osteoindução do tecido em regeneração uma vez implantado em tecido vivo enquanto exibe resistência de suporte de carga.

A estrutura de suporte 100 é fabricada com o uso de fibras como uma matéria-prima. As fibras podem ser compostas de um material bioativo que exibe bio-reabsorbilidade. O 25 termo "fibra" conforme aqui utilizado se destina a descrever um filamento em uma forma contínua ou descontínua que tem uma relação de aspecto maior que um, e formado a partir de um processo de formação de fibras como trefilação, fiação, sopro, ou outro processo semelhante utilizado tipicamente na formação de materiais fibrosos. As fibras bioativas podem ser fabricadas a partir da composição bioativa que é capaz de ser formada em uma forma de fibra, tal como vidros bioativos, cerâmica, e vidro-cerâmica. As fibras podem ser fabricadas a partir de precursores de composições bioativas, que formam uma composição bioativa depois da formação da matriz tridimensional 110 enquanto forma a estrutura de suporte 100.

Materiais de vidro bioativo e bio-reabsorvíveis são em geral conhecidos como um vidro que tem uma composição de carbonato de sódio, carbonato de cálcio, pentóxido de fósforo e sílica, como uma composição de vidro que tem aproximadamente 45-60% molar de sílica e uma razão molar de 2-10 de cálcio para fosfato. Materiais de vidro que têm essa 10 composição ou semelhantes demonstram a formação de uma camada rica em sílica e uma película de cálcio fosfato na superfície de materiais em um ambiente aquoso que prontamente liga o material de vidro ao osso. Podem ser feitas variações na composição através da adição de composições como magnésia, 15 óxido de potássio, óxido bórico, e outros compostos, embora seja em geral conhecido que um teor de sílica entre 45-60% molar na camada interfacial é vantajoso para a formação da camada rica em sílica e uma película de fosfato de cálcio para promover a formação de ligações entre a estrutura de suporte e o material de osso natural. Por exemplo, ver a publicação de Ogino, Ohuchi, and Hench, "Compositional Dependence of the Formation of Calcium Phosphate Films on Bioglass;, J Biomed Mater Res. 1980, 14:55-64 (aqui incorporado a título de referência).

Compostos de vidro são mais facilmente formados em uma forma de fibra quando o material pode ser derretido e trefilado em uma fibra em uma forma amorfa. Materiais bioativos e bio-reabsorvíveis que podem ser fabricados em uma forma de fibra sem desvitrificação durante o processo de 3 0 obtenção de fibra requerem alto teor de sílica e tanto óxido de sódio quanto óxido de potássio para prover um efeito dos alcalinos mistos para manter uma estrutura amorfa quando formada em uma fibra. Vários compostos de alcalino misto e vidros com alto teor de sílica que podem ser facilmente puxados para as fibras têm demonstrado tanto bioatividade quanto bio-reabsorbilidade. Por exemplo, ver a publicação de Brink, Turunen, Happonen, and Yli-Urpo, "Compositional * 5 Dependence of Bioactivity of Glasses in the SyStCm Na2O-K2O- MgO-CaO-B2O3-P2O5-SiO2, " J Biomed Mater Res. 1997; 37:114-121 Mi.(aqui incorporado a título de referência), que descreve pelo menos dez diferentes composições no sistema Na2O-K2O-MgO-CaO- B2O3-P2O5-SiO2 que pode ser prontamente trefilado em fibra e 10 que demonstra bioatividade. Em uma realização, um material bioativo e bio-reabsorvível que tem uma composição em respectivas quantidades de molar de 6% de Na20; 7,9% de K2O; 7,7% MgO; 22,1% CaO; 0% B2O3; 1,7% P2O5; e 54,6% SiO2, (também referido como vidro 13-93) propicia desempenho de 15 bioatividade e bio-reabsorbilidade.

Com referência ainda à FIGURA 1, a rede de poros 12 0 com a matriz tridimensional 110 tem uma estrutura única com propriedades que são particularmente vantajosas para o crescimento do tecido ósseo com uma estrutura de suporte 20 reabsorvível 100. As características do espaço de poro 120 podem ser controladas através de seleção de componentes voláteis, como descrito aqui abaixo. A distribuição do tamanho do poro e o tamanho do poro são características importantes da rede de poros 120, que podem ser especificadas 25 e controladas, e desse modo, predeterminadas através da seleção dos componentes voláteis que têm tamanhos de partículas e distribuições específicos para prover uma estrutura que é osteocondutora, enquanto mantém resistência para aplicações de suporte de carga. Adicionalmente, a rede 30 de poros 120 exibe melhor interconectividade com tamanhos de estreitamento relativamente grandes entre os poros devido à posição das fibras do aglutinante e do formador de poros sobre os materiais da técnica anterior que adicionalmente aumentam a osteocondutividade da estrutura de suporte de tecido reabsorvível 100 da presente invenção. A rede de poros 120 surge a partir do espaço que resulta da densidade de enfardamento natural dos materiais fibrosos, e do espaço que - 5 resulta do deslocamento das fibras pelos componentes voláteis misturados com a fibra durante a formação da estrutura de suporte reabsorvível 100. Como descrito adicionalmente abaixo, o material bioativo que forma a matriz tridimensional 110 é fabricado pela fusão e pela ligação das fibras 10 sobrepostas e entrelaçadas com o vidro. As fibras e o vidro e/ou precursores de vidro, são componentes não voláteis que são predispostos através da formação de uma mistura com componentes voláteis, como aglutinantes e formadores de poros, que incluem, por exemplo, materiais orgânicos para 15 predeterminar o tamanho do poro resultante, a distribuição do poro, e o tamanho do estreitamento entre os poros. Além disso, os componentes voláteis efetivamente aumentam o número de interconexões de poros ao aumentar o tamanho do estreitamento entre os poros, o que resulta em os poros serem 20 conectados a múltiplos poros. Volumes de fibras são desaglomerados e distribuídos por toda a mistura, o que resulta em um posicionamento relativo dos materiais fibrosos em uma relação sobreposta e entrelaçada dentro dos materiais orgânicos voláteis. Depois da remoção dos componentes voláteis, e da fusão e ligação da fibra e do vidro para formar a matriz tridimensional 110, a rede de poros 120 resulta do espaço ocupado pelos componentes voláteis.

Um objetivo de uma estrutura de suporte reabsorvível da presente invenção consiste em facilitar a 3 0 geração de tecido in situ como um implante em tecido vivo.

Embora haja vários critérios para uma estrutura de suporte ideal para reparo do tecido ósseo, uma característica importante é uma rede porosa altamente interconectada com tanto tamanhos de poro, quanto interconexões de poro suficientemente grandes para migração celular, troca de fluidos e eventualmente crescimento de tecido e vascularização (por exemplo, penetração dos vasos - 5 sanguíneos). A estrutura de suporte de tecido reabsorvível 100 da presente invenção é uma estrutura porosa com tamanho de poro e interconectividade de poro que ê particularmente adaptada para o crescimento do tecido ósseo. A rede de poros 120 tem um tamanho de poro que pode ser controlado através da 10 seleção de componentes voláteis utilizados para fabricar a estrutura de suporte de tecido reabsorvível 100, para prover um tamanho médio dos poros de pelo menos 100 μm. Realizações da estrutura de suporte de tecido reabsorvível 100 têm um tamanho médio de poros na faixa de aproximadamente 10 μm a aproximadamente 600 μm, e alternativamente, um tamanho médio de poros na faixa de aproximadamente 100 μm a aproximadamente 500 μm. Os componentes voláteis, que incluem o aglutinante orgânico e os formadores de poros, que formam os poros, asseguram um alto grau de interconectividade com tamanhos grandes de estreitamento de poro na matriz tridimensional.

Pode ser desejável ter uma distribuição de tamanho de poro que seja menor que o tamanho do poro que pode ser determinado através de análises in vitro, em que o tamanho do poro irá crescer conforme a matriz tridimensional 120 for dissolvida e 25 reabsorvida no corpo. Dessa maneira, as capacidades de suporte de carga desse material são aumentadas com o implante inicial, com tecido ósseo regenerado que suporta mais da carga conforme ele se regenera enquanto a estrutura de suporte de tecido reabsorvível 100 dissolve no corpo.

Com referência à FIGURA 2, é mostrada uma realização de um método 200 de formação da estrutura de suporte de tecido bioativo 100. Em geral, o volume de fibras 210 é misturado com um aglutinante 230 e um líquido 250 para formar um material moldável plasticamente, que é então curado para formar a estrutura de suporte de tecido bioativo 100. A etapa de cura 280 remove seletivamente os elementos voláteis da mistura, deixando o espaço de poro 120 aberto e - 5 interconectado, e efetivamente funde e liga as fibras 210 à matriz tridimensional rígida 110.

O volume de fibras 210 pode ser provido a granel, ou como fibras cortadas. O diâmetro da fibra 210 pode variar de aproximadamente 1 a aproximadamente 200 μm e tipicamente 10 entre aproximadamente 5 e aproximadamente 100 μm. As fibras 210 desse tipo são tipicamente produzidas com uma distribuição relativamente estreita e controlada de diâmetros de fibra, e fibras de um dado diâmetro podem ser utilizadas, ou pode ser utilizada uma mistura de fibras que têm uma faixa 15 de diâmetros de fibra. O diâmetro das fibras 210 irá influenciar a distribuição do tamanho do poro e o tamanho do poro resultantes da estrutura porosa, bem como o tamanho e a espessura da matriz tridimensional 110, que irá influenciar não apenas a osteocondutividade da estrutura de suporte 100, 2 0 mas também a taxa à qual a estrutura de suporte 100 é dissolvida pelos fluidos corpóreos quando implantados em tecido vivo e as características de resistência resultantes, que incluem resistência à compressão e módulo de elasticidade.

O aglutinante 230 e o líquido 250, quando misturados com a fibra 210, criam uma mistura de batelada formável plasticamente que permite que as fibras 210 sejam distribuídas uniformemente por toda a batelada, enquanto propicia resistência a verde para permitir que o material da 30 batelada seja formado de uma forma desejada na etapa de formação subsequente 270. Uma vez que o material aglutinante orgânico pode ser utilizado como aglutinante 23 0, tal como metilcelulose, hidroxipropil metilcelulose (HPMC), etilcelulose, e combinações dos mesmos. O aglutinante 230 pode incluir materiais tais como polietileno, polipropileno, polibuteno, poliestireno, acetado polivinílico, poliéster, polipropileno isotático, polipropileno atático, polisulfona, * 5 polímeros poliacetal, metacrilato de polimetila, copolímero de fumaron-indano, copolímero de etileno acetato de vinila, copolímero de estireno-butadieno, borracha acrílica, butiral polivinila, resina ionomérica, resina de epóxi, nylon, fenol formaldeído, fenol furfural, cera de parafina, emulsões de 10 cera, cera microcristalina, celuloses, dextrinas, hidrocarbonetos clorados, alginatos refinados, amidos, gelatinas, ligninas, borrachas, acrílicos, betumes, caseína, gomas, albuminas, proteínas, glicóis, hidroxietil celulose, carbometilcelulose sódica, álcool polivinílico, polivinil 15 pirrolidona, óxido de polietileno, poliacrilamidas, polietilenoimina, ágar, agarose, melaços, dextrinas, amido, lignosulfonatos, licor de licolignina, alginato de sódio, goma arábica, goma xantana, goma de tragacanto, goma de karaya, goma de alfarroba, musgo irlandês, escleroglucana, 20 acrílicos, e galatomanano catiônico, ou combinações dos mesmos. Embora vários aglutinantes 230 estejam listados acima, será apreciado que outros aglutinantes podem ser utilizados. O aglutinante 230 propicia a reologia desejada do material de batelada de plástico a fim de formar um objeto 25 desejado e manter a posição relativa das fibras 210 na mistura enquanto o objeto é formado, enquanto permanece inerte com relação aos materiais bioativos. As propriedades físicas do aglutinante 230 irão influenciar a distribuição do tamanho do poro e o tamanho de poro do espaço de poro 120 3 0 para a estrutura de suporte 100. De preferência, o aglutinante 230 é capaz de desintegração térmica, ou dissolução seletiva, sem causar impacto sobre a composição química dos componentes bioativos, que incluem a fibra 210.

O fluido 250 é adicionado conforme necessário para atingir uma reologia desejada no material de batelada de plástico apropriada para formar o material de batelada de plástico no objeto desejado na etapa de formação subsequente *5 270. A água é tipicamente utilizada, embora solventes de vários tipos possam ser utilizados. Medidas reológicas podem ser feitas durante a etapa de mistura 260 para avaliar a plasticidade e a força coesiva da mistura antes da etapa de formação 270.

Formadores de poros 240 podem ser incluídos na mistura para aumentar o espaço de poro 12 0 da estrutura de suporte bioativa 100. Formadores de poros são materiais não reativos que ocupam volume no material de batelada de plástico durante a etapa de mistura 260 e a etapa de formação 15 270. Quando utilizados, o tamanho da partícula e a distribuição do tamanho do formador de poros 240 irá influenciar a distribuição do tamanho do poro e o tamanho do poro resultante do espaço do poro 120 da estrutura de suporte 100. Os tamanhos das partículas podem variar tipicamente 20 entre aproximadamente 25 μm ou menos a aproximadamente 450 μm ou mais, ou alternativamente, o tamanho da partícula para o formador de poros pode ser uma função do diâmetro das fibras 210 que varia de aproximadamente 0,1 a aproximadamente 100 vezes o diâmetro das fibras 210. O formador de poros 240 deve 25 ser prontamente removível durante a etapa de cura 280 sem desfazer significativamente a posição relativa das fibras circundantes 210. Em uma realização da invenção, o formador de poros 240 pode ser removido através de pirólise ou degradação térmica, ou volatilização em elevadas temperaturas 30 durante a etapa de cura 280. Por exemplo, emulsões de microcera, partículas de resinas fenólicas, farinha, amido, ou partículas de carbono podem ser incluídos na mistura como o formador de poros 240. Outros formadores de poros 240 podem incluir negro de carbono, carvão ativado, flocos de grafite, grafite sintética, farinha de madeira, amido modificado, celuloses, cascas de coco, esferas de látex, sementes de aves, serragem, polímeros pirolizáveis, poli(metacrilato de *5 alquila), metacrilato de polimetila, metacrilato de polietila, polimetacrilato de n-butila, poliéteres, politetraidrofurano, poli(1,3-dioxolano), poli(óxidos de alcaleno), óxido de polietileno, óxido de polipropileno, copolímeros de metacrilado, poliisobutileno, carbonato de 10 politrimetileno, oxalato de polietileno, polibeta- propiolactona, polidelta-valerolactona, carbonato de polietileno, carbonato de polipropileno, copolímero de vinil tolueno/alfa-metilestireno, copolímeros de estireno/alfa- metilestireno, e copolímeros de dióxido de enxofre-olefina.

Formadores de poros 240 podem ser em geral definidos como orgânicos ou inorgânicos, sendo que o orgânico queima tipicamente em uma temperatura mais baixa que o inorgânico. Embora vários formadores de poros 240 estejam listados acima, será apreciado que outros formadores de poros 240 podem ser utilizados. Formadores de poros 240 podem ser, embora não precisem ser, completamente biocompatíveis uma vez que eles são removidos da estrutura de suporte 100 durante o processamento.

Um agente de ligação 220 pode ser incluído na 25 mistura para promover resistência e desempenho da estrutura de suporte bioativa resultante 100. O agente de ligação 220 pode incluir material à base de pó da mesma composição que o volume de fibras 210, ou ele pode incluir material à base de pó de uma composição diferente. Conforme será explicado 30 adicionalmente em detalhe abaixo, os aditivos com base no agente de ligação 220 aumentam a força de ligação das fibras entrelaçadas 210 que formam a matriz tridimensional 110 através da formação de ligações entre as fibras adjacentes e cruzadas 210. O agente de ligação 220 pode ser vidro bioativo, vidro cerâmico, cerâmica, ou precursores dos mesmos.

As quantidades relativas dos respectivos materiais, *5 que incluem o volume de fibras 210, o aglutinante 230, e o líquido 250 dependem da porosidade total desejada na estrutura de suporte de tecido bioativo 100. Por exemplo, para prover uma estrutura de suporte 100 que tem aproximadamente 60% de porosidade, os componentes não 10 voláteis 275, tal como a fibra 210, devem equivaler a aproximadamente 40% da mistura por volume. A quantidade relativa de componentes voláteis 285, como o aglutinante 230 e o líquido 250 equivaleriam a aproximadamente 60% da mistura por volume, com a quantidade relativa de aglutinante para 15 líquido determinada pela reologia desejada da mistura. Além disso, para produzir uma estrutura de suporte 100 que tem aumento de porosidade pelo formador de poros 240, a quantidade dos componentes voláteis 285 é ajustada para incluir o formador de poros volátil 240. Semelhantemente, 20 para produzir uma estrutura de suporte 100 que tem resistência aumentada pelo agente de ligação 220, a quantidade dos componentes não voláteis 275 seria ajustada para incluir o agente de ligação não volátil 220. Pode ser apreciado que as quantidades relativas dos componentes não 25 voláteis 275 e dos componentes voláteis 285 e a porosidade resultante da estrutura de suporte 100 irão variar conforme a densidade do material pode variar devido à reação dos componentes durante a etapa de cura 280. Exemplos específicos são providos abaixo.

Na etapa de mistura 260, a fibra 210, o aglutinante 230, o líquido 250, o formador de poros 240 e/ou o agente de ligação 220, se incluído, são misturados em uma massa homogênea de uma mistura plasticamente deformável e uniforme.

A etapa de mistura 260 pode incluir a mistura a seco, mistura a úmido, mistura por cisalhamento, e amassamento, que pode ser necessário para distribuir uniformemente o material em uma massa homogênea enquanto transmite as forças de • 5 cisalhamento necessárias para romper e distribuir ou desaglomerar as fibras 210 com os materiais não fibrosos. A quantidade de mistura, cisalhamento, e amassamento, e a duração desses processos de mistura dependem da seleção de fibras 210 e dos materiais não fibrosos, juntamente com a 10 seleção do tipo de equipamento de mistura utilizado durante a etapa de mistura 260, a fim de obter uma distribuição uniforme e consistente dos materiais dentro da mistura, com as propriedades reológicas desejadas para formar o objeto na etapa de formação subsequente 270. A mistura pode ser 15 executada com o uso de equipamento de mistura industrial, tais como misturadores de descontínuos, misturadores de cisalhamento, e/ou amassadores.

A etapa de formação 270 forma a mistura da etapa de mistura 260 no objeto que irá se tornar a estrutura de 20 suporte de tecido bioativo 100. A etapa de formação 270 pode incluir a extrusão, laminação, fusão por pressão, ou moldagem em praticamente qualquer forma desejada a fim de prover um objeto formado grosseiramente que pode ser curado na etapa de cura 280 para prover a estrutura de suporte 100. Pode-se 25 apreciar que as dimensões finais da estrutura de suporte 100 podem ser diferentes do objeto formado na etapa de formação 270, devido ao encolhimento do objeto durante a etapa de cura 2 80, e adicionalmente fazer a máquina e por modelagem final pode ser necessário para encontrar os requisitos dimensionais 30 especificados. Em uma realização exemplificadora para prover amostras para testes mecânicos e in vitro e in vivo, a etapa de formação 270 força a mistura para dentro de um bastão cilíndrico com o uso de um êmbolo extrusor que força a mistura através de um molde redondo.

O objeto é então curado na estrutura de suporte de tecido bioativo 100 na etapa de cura 28 0, tal como adicionalmente descrito com referência à FIGURA 3. Na '5 realização mostrada na FIGURA 3, a etapa de cura 280 pode ser executada como a sequência de três fases: uma etapa de secagem 310; uma etapa de remoção de componente volátil 320; e uma etapa de formação de ligação 330. Na primeira fase, secagem 310, o objeto formado é secado pela remoção do 10 líquido com o uso de calor de temperatura ligeiramente elevada com ou sem convecção extrudada para gradualmente remover o líquido. Vários métodos para aquecer o objeto podem ser utilizados, os quais incluem, mas não estão limitados a, aquecimento por convecção de ar aquecido, secagem por 15 congelamento a vácuo, extração de solvente, métodos de secagem por microondas ou eletromagnética/radiofrequência (RF). O líquido dentro do objeto formado é de preferência removido não muito rapidamente para evitar fissuras de secagem devido ao encolhimento. Tipicamente, para sistemas 20 com base aquosa, o objeto formado pode ser secado quando exposto a temperaturas entre aproximadamente 90 °C e aproximadamente 150°C por um período de aproximadamente uma hora, embora o tempo de secagem real possa variar devido ao tamanho e à forma do objeto, com objetos maiores, e mais 25 massivos levando mais tempo para secar. No caso de secagem por energia de microonda ou RF, o próprio líquido, e/ou outros componentes do objeto, adsorvem a energia radiada para gerar calor mais uniformemente por todo o material. Durante a etapa de secagem 310, dependendo da seleção de materiais 30 utilizados como componentes voláteis, o aglutinante 230 pode congelar ou formar gel para prover maior resistência a verde para prover rigidez e resistência no objeto para manuseio subsequente.

Uma vez que o objeto está seco, ou substancialmente livre do líquido componente 250 pela etapa de secagem 310, a próxima fase da etapa de cura 280 prossegue para a etapa de remoção de componente volátil 320. Essa fase remove os -5 componentes voláteis (por exemplo, o aglutinante 230 e o formador de poros 240) do objeto deixando apenas os componentes não voláteis que formam a matriz tridimensional 110 da estrutura de suporte de tecido 100. Os componentes voláteis podem ser removidos, por exemplo, através de 10 pirólise ou por degradação térmica, ou extração de solvente.

A etapa de remoção de componente volátil 320 pode ser adicionalmente analisada em uma sequência de etapas de remoção de componentes, como uma etapa de queima de aglutinante 340 seguida por uma etapa de remoção de formador 15 de poros 350, quando os componentes voláteis 285 são selecionados de modo que a etapa de remoção de componente volátil 320 pode remover os componentes sequencialmente. Por exemplo, o HPMC utilizado como um aglutinante 230 irá decompor termicamente em aproximadamente 300°C. Um formador 20 de poros de grafite 220 irá oxidar em dióxido de carbono quando aquecido a aproximadamente 600 °C na presença de oxigênio. Semelhantemente, farinha ou amido, quando utilizados como um formador de poros 220, irão se decompor termicamente em temperaturas entre aproximadamente 300°C e 25 aproximadamente 6 00 °C. Consequentemente, o objeto formado composto de um aglutinante 230 de HPMC e de um formador de poros 220 de partículas de grafite, pode ser processado na etapa de remoção de componente volátil 320 ao submeter o objeto a um esquema de duas etapas para remover o aglutinante 30 230 e em seguida o formador de poros 220. Nesse exemplo, a etapa de queima de aglutinante 340 pode ser executada a uma temperatura de pelo menos aproximadamente 300°C, mas menos que aproximadamente 600°C por um período de tempo. A etapa de remoção do formador de poros 350 pode ser executada em seguida pelo aumento da temperatura para pelo menos aproximadamente 600°C com a inclusão de oxigênio na câmara de Í aquecimento. Essa etapa de remoção do componente volátil "5 sequenciada termicamente 320 propicia uma remoção controlada dos componentes voláteis 285 enquanto mantém a posição relativa dos componentes não voláteis 275 no objeto formado.

A FIGURA 4 retrata uma representação esquemática de vários componentes do objeto formado antes para a etapa de 10 remoção de componente volátil 320. As fibras 210 são entrelaçadas com uma mistura do aglutinante 230 e o formador de poros 240. Opcionalmente, o agente de ligação 220 pode ser distribuído adicionalmente na mistura (não mostrado para maior clareza) . A FIGURA 5 retrata uma representação 15 esquemática do objeto formado depois da conclusão da etapa de remoção de componente volátil 320. As fibras 210 mantêm sua posição relativa como determinado a partir da mistura das fibras 210 com os componentes voláteis 285 como componentes voláteis 285 são removidos. Depois da conclusão da remoção 20 dos componentes voláteis 285, a resistência mecânica do objeto pode estar bastante frágil, e o manuseio do objeto nesse estado deve ser executado com cuidado. Em uma realização, cada fase da etapa de cura 280 é executada no mesmo forno ou estufa. Em uma realização, uma bandeja de 2 5 manipulação é provida, sobre a qual o objeto pode ser processado para minimizar os danos causados pela manipulação.

A FIGURA 6 retrata uma representação esquemática do objeto formado depois da conclusão da última etapa da etapa de cura 280, a formação de ligação 330. O espaço de poro 120 30 é criado onde o aglutinante 230 e o formador de poros 240 foram removidos, e as fibras 210 são fundidas e ligadas na matriz tridimensional 110. As características dos componentes voláteis 285, que incluem o tamanho do formador de poros 240 e/ou a distribuição de tamanhos de partículas do formador de poros 240 e/ou a quantidade relativa do aglutinante 230, juntos cooperam para predeterminar o tamanho do poro resultante, a distribuição do tamanho do poro, e a '5 interconectividade de poro da estrutura de suporte de tecido resultante 100. 0 agente de ligação 220 e as ligações de vidro que se formam em nós sobrepostos 610 e nós adjacentes 620 da matriz tridimensional 110 propiciam integridade estrutural da matriz tridimensional resultante 110.

Para demonstrar o efeito da combinação das características da presente invenção, uma análise comparativa 700 é mostrada na FIGURA 7. Cinco amostras comparativas (710, 720, 730, 740, e 750) foram preparadas e analisadas para resistência à compressão (em Mpa) e porosidade (como uma 15 porcentagem). A amostra 710 demonstra a relação resistência/porosidade para uma estrutura porosa à base de pó de vidro bioativo 13-93. A amostra 710 foi preparada a partir de uma mistura de 5 gramas de pó de vidro bioativo 13-93, com 2 gramas de aglutinante orgânico HPMC, e água para prover uma 20 batelada de plástico, extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro, e sinterizada em uma forma porosa em uma pluralidade de temperaturas de sinterização. A amostra 720 foi preparada a partir de uma mistura de fibra de vidro bioativa 13-93 com 2 gramas de aglutinante orgânico HPMC, e 25 água para prover uma batelada de plástico, extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro, e curada em uma forma porosa em uma pluralidade de temperaturas de formação de ligação, como descrito acima com relação à FIGURA 3. Tanto a amostra 710 quanto a amostra 720 não incluem um formador de poros 240.

Conforme descrito acima, a relação resistência/porosidade para o sistema à base de fibra da amostra 720 é melhorado ao longo da amostra à base de pó 710. Na amostra 720, o aglutinante orgânico, como um componente volátil 285, posiciona a fibra com o espaço entre as fibras predeterminado pelo componente volátil 285 (aqui, o aglutinante orgânico 230) para aumentar a porosidade sobre a amostra à base de pó da mesma resistência efetiva.

Para demonstrar o efeito da adição de um formador de poros 24 0, a amostra 73 0 foi preparada a partir de uma mistura de pó de vidro bioativo 13-93 com 2 gramas de aglutinante orgânico HPMC e 1,5 grama de PMMA com um tamanho da partícula de 100 μm como um formador de poros 240 e água para prover uma batelada de plástico, extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro, e curada em uma forma porosa em uma pluralidade de temperaturas de sinterização. A amostra 74 0 foi preparada a partir de uma mistura de 5 gramas de fibra de vidro bioativa 13-93 com 2 gramas de aglutinante orgânico HPMC e 1,5 grama de PMMA com um tamanho de partícula de 100 μm como um formador de poros 24 0 e água para prover uma batelada de plástico, extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro, e curada em uma forma porosa em uma pluralidade de temperaturas de formação de ligação. A amostra 750 foi preparada a partir de uma mistura de 5 gramas de fibra de vidro bioativa 13-93 com 2 gramas de aglutinante orgânico HPMC e 7 gramas de pó de grafite 4015 que tem uma distribuição de tamanhos de partículas de entre aproximadamente 150 a aproximadamente 425 μm como um formador de poros 240, mas com adição de várias quantidades de pó de vidro bioativo 13-93 como um agente de ligação 220, que foi curada em uma temperatura de formação de ligação de aproximadamente 800°C. Novamente, as amostras comparativas à base de fibra 740 e 750 exibem uma relação resistência/porosidade que excede o desempenho das amostras 710 e 730. 0 formador de poros 240 e o aglutinante 230 cooperam para predeterminar o tamanho do poro resultante, a distribuição de tamanho de poro, e a interconectividade de poro da amostra, com maior resistência para uma dada porosidade sobre os métodos e dispositivos convencionais.

Com referência à FIGURA 3, a etapa de formação de ligação 330 converte os componentes não voláteis 275, que '5 incluem o volume de fibras 210, na matriz tridimensional rígida 110 da estrutura de suporte de tecido bioativo 100 enquanto mantém o espaço de poro 120 criado pela remoção dos componentes voláteis 275. A etapa de formação de ligação 330 aquece os componentes não voláteis 275 a uma temperatura 10 sobre a qual o volume de fibras 210 liga-se às fibras adjacentes e sobrepostas 210, e por uma duração suficiente para formar as ligações, sem derreter as fibras 210, e desse modo destruir o posicionamento relativo dos componentes não voláteis 275. A temperatura de formação de ligação e duração 15 depende da composição química dos componentes não voláteis 275, que inclui o volume de fibras 210. A fibra de vidro bioativa ou pó de uma composição particular exibe amolecimento e uma capacidade de deformação plástica sem fratura em uma temperatura de transição do vidro. Os materiais de vidro tipicamente têm uma temperatura de desvitrificação sobre a qual a estrutura de vidro amorfo cristaliza. Em uma realização da invenção, a temperatura de formação de ligação na etapa de formação de ligação 330 está na faixa de funcionamento entre a temperatura de transição do 25 vidro e a temperatura de desvitrificação. Por exemplo, a temperatura de formação de ligação para composição de vidro bioativo 13-93 pode estar acima da temperatura de transição do vidro de aproximadamente 606 °C e ser menor que a temperatura de desvitrificação de aproximadamente 851°C.

Na etapa de formação de ligação 330, o objeto formado é aquecido à temperatura de formação de ligação que resulta na formação de ligações de vidro em nós sobrepostos 610 e em nós adjacentes 620 da estrutura da fibra. As ligações são formadas em nós sobrepostos 610 e em nós adjacentes 620 da estrutura da fibra através de uma reação do agente de ligação 220 que flui em torno das fibras 210, reagindo com as fibras 210 para formar um revestimento de '5 vidro e/ou ligações de vidro. Na etapa de formação de ligação 330, o material das fibras 210 pode participar na reação química com o agente de ligação 220, ou as fibras 210 podem permanecer inertes com relação a uma reação do agente de ligação 220. Adicionalmente ainda, o volume de fibras 210 10 pode ser uma mistura de composições de fibra, com uma parte, ou todas as fibras 210 participando em uma reação que forma ligações para criar a matriz tridimensional 110.

A duração da etapa de formação de ligação 330 depende do perfil de temperatura durante a etapa de formação 15 de ligação 330, em que o tempo em temperatura de formação de ligação das fibras 210 é limitado a uma duração relativamente curta de modo que a posição relativa dos componentes não voláteis 275, que inclui o volume de fibras 210, não muda significativamente. 0 tamanho do poro, a distribuição do 20 tamanho do poro, e a interconectividade entre os poros no objeto formado são determinados pela posição relativa do volume de fibras 210 pelos componentes voláteis 285. Enquanto os componentes voláteis 285 são provavelmente queimados do objeto formado pelo tempo em que a temperatura de formação de 25 ligação é atingida, o posicionamento relativo das fibras 210 e componentes não voláteis 275 não são alterados significativamente. 0 objeto formado provavelmente irá sofrer ligeira ou menor densificação durante a etapa de formação de ligação 330, mas o controle do tamanho de poro e da 30 distribuição de tamanhos do poro pode ser mantido, e portanto predeterminado pela seleção de um tamanho da partícula para o formador de poros 240 que é ligeiramente superdimensionar ou ajustar a quantidade relativa dos componentes voláteis 285 para dar conta da densificação esperada.

Em uma realização da invenção, o agente de ligação 22 0 é um material de vidro bioativo base em um pó fino ou tamanhos de nanopartículas (por exemplo, 1 a 100 nanômetros). ’5 Nessa realização, os pequenos tamanhos de partículas reagem mais rapidamente na ou próximo à temperatura de transição do vidro da composição de material, e formam um vidro que cobre e liga os nós sobrepostos 610 e os nós adjacentes 620 da estrutura da fibra antes de o material de fibra ser afetado 10 sensivelmente pela exposição à temperatura na ou próximo ã sua temperatura de transição do vidro. Nessa realização, para que o agente de ligação 220 seja mais reativo que o volume de fibras 210, o tamanho da partícula pode estar na faixa de 1 a 1.000 vezes menor que o diâmetro das fibras 210, por exemplo, 15 na faixa de 10 microns a 10 nanômetros quando com o uso de 10 microns de diâmetro do volume de fibras 210. Pó com tamanho de nanopartícula pode ser produzido pela moagem de material de vidro bioativo em um processo de moagem ou cominuição, como moagem por impacto ou moagem por atrito em um moinho de 20 bolas ou moinho de mídia.

O perfil de temperatura da etapa de formação de ligação 330 pode ser controlado para controlar a quantidade de cristalização e/ou minimizara desvitrificação da matriz tridimensional resultante 110. Como descrito acima, vidro 25 bioativo e compostos de vidro bio-reabsorvíveis exibir taxas de dissolução mais controladas e previsíveis em tecido vivo quando a quantidade de limites de grãos acessíveis dos materiais é minimizada. Esses materiais bioativos e bio- reabsorvíveis exibem desempenho superior quando um 30 dispositivo bioativo devido à estrutura amorfa do material quando fabricado em fibras 210, e o grau controlado de cristalinidade que ocorre durante o processamento do tratamento de calor durante a etapa de formação de ligação 330. Portanto, em uma realização do método da presente invenção, o perfil de temperatura da etapa de formação de ligação 330 é adaptado para ligar a estrutura da fibra sem aumentar os limites de grãos nos materiais não voláteis 275.

Em uma realização do método da presente invenção, a temperatura de formação de ligação excede a temperatura de desvitrificação do volume de fibras 210 durante a etapa de formação de ligação 330. Composições de vidro bioativo podem exibir uma faixa de funcionamento estreita entre sua 10 temperatura de transição do vidro e a temperatura de cristalização. Nessa realização, a cristalização das fibras 210 pode não ser evitada a fim de promover a formação das ligações entre nós sobrepostos e adjacentes das fibras 210 na estrutura. Por exemplo, vidro bioativo na composição 45S5 tem 15 uma temperatura de transição do vidro inicial de aproximadamente 550°C e uma temperatura de desvitrificação de aproximadamente 5 80 °C com temperaturas de cristalização de várias fases em temperaturas de aproximadamente 610, aproximadamente 80 0, e aproximadamente 850°C. Com essa faixa 20 tão estreita de funcionamento, a formação de uma ligação de vidro com o uso da mesma composição como um agente de ligação 220 é difícil de realizar, e como tal, a temperatura de formação de ligação pode requerer temperaturas de formação de ligação em excesso de aproximadamente 900°C para formar as ligações de vidro. Em uma realização alternativa, a temperatura de formação de ligação pode exceder a temperatura de cristalização das fibras 210, ainda desse modo, cair dentro da faixa de funcionamento da composição de um vidro bioativo em uma forma de pó como um agente de ligação 22 0.

Nessa realização, as fibras de vidro 210 de uma primeira composição podem cristalizar, com ligações de vidro de uma segunda composição que forma nos nós sobrepostos e adjacentes da estrutura da fibra. Por exemplo, uma composição de 13-93 na forma de um pó como um agente de ligação 220 pode ser utilizado com fibras de vidro bioativas em uma composição 45S5, para formar uma ligação de vidro acima da temperatura de transição do vidro da composição de 13-93, mas menos que a '■5 temperatura de desvitrificação da composição de 13-93, mas excede a temperatura de desvitrificação da composição de fibra de vidro 45S5 para formar um objeto composto formado.

Em uma realização da invenção, o perfil de temperatura da etapa de formação de ligação 330 é configurado 10 para alcançar uma temperatura de formação de ligação rapidamente e brevemente, com esfriamento rápido para evitar desvitrificação do material bioativo resultante. Vários métodos de aquecimento podem ser utilizados para prover esse perfil de aquecimento, como convecção forçada como uma 15 estufa, que aquece o objeto diretamente em uma chama, laser, ou outros métodos de aquecimento focados. Nessa realização, o método de aquecimento focado é um método de aquecimento secundário que completa um método de aquecimento primário, como um aparelho de aquecimento de estufa ou forno. O método 20 de aquecimento secundário propicia o breve desvio térmico para a temperatura de formação de ligação, com uma recuperação rápida para uma temperatura menor que a temperatura de transição do vidro a fim de evitar desvitrificação da matriz tridimensional resultante 110.

Em uma realização da invenção, a combustão do formador de poros 240 pode ser utilizada para prover aquecimento rápido e uniforme por todo o objeto durante a etapa de formação de ligação 330. Nessa realização, a etapa de remoção de formador de poros 350 em geral ocorre durante a 3 0 etapa de formação de ligação 3 30. O formador de poros 24 0 é um material combustível, tal como carbono ou grafite, amido, orgânicos ou polímeros, tais como metacrilato de polimetila, ou outro material que oxida exotermicamente a elevadas temperaturas menores ou iguais à temperatura de desvitrificação do material de fibra de vidro bioativa 210. Em geral, o formador de poros 24 0 é selecionado com base na temperatura em que o material inicia a combustão, tal como ’5 pode ser determinado por análise térmica, como Análise

Termogravimétrica (TGA) ou Análise Térmica Diferencial (DTA), ou uma combinação de TGA e DTA, como uma DTA/TGA simultânea que detecta tanto perda de massa quanto resposta térmica. Por exemplo, a Tabela 1 mostra os resultados de uma análise de 10 DTA/TGA de vários materiais para determinar o ponto de combustão exotérmica do material.

Durante a etapa de cura 280, adaptada de maneira que a etapa de remoção de formador de poros 350 em geral 15 ocorre durante a etapa de formação de ligação 330, a combustão do formador de poros aumenta a temperatura do objeto formado substancialmente uniformemente e em uma taxa aumentada em todo o objeto. Dessa maneira a temperatura de formação de ligação desejada pode ser atingida razoavelmente 2 0 rapidamente. Uma vez que o formador de poros está completamente queimado, a temperatura interna do artigo formado irá diminuir por causa do gradiente térmico entre a temperatura interna do objeto formado resultante da combustão do formador de poros e a temperatura do ambiente circundante 25 na estufa ou forno. O resultado é que o perfil térmico do processo de cura 28 0 pode incluir uma acentuada e breve desvio térmico na ou próximo à temperatura de desvitrificação da fibra bioativa 210.

Com referência à FIGURA 12, um perfil térmico representativo de uma parte do processo de cura 28 0 é mostrado onde a etapa de remoção de formador de poros 350 em geral ocorre durante a etapa de formação de ligação 330. O *5 perfil térmico da estufa é representado como perfil 910 que é tipicamente configurado pelos controles de operação de estufa. 0 perfil 910 descreve a temperatura do interior da estufa sobre o tempo, representado como um período de salto ascendente de aquecimento, um período de espera, e uma região 10 de esfriamento descendente. Uma primeira resposta térmica exemplifiçadora 920 representa a temperatura interna do objeto formado na estufa durante a etapa de cura 280. Nesse exemplo um formador de poros que tem uma temperatura de combustão TC1 onde a taxa na qual a temperatura aumenta 15 mostra uma taxa de alteração na linha 94 0 para rapidamente alcançar a temperatura de formação de ligação Tb desejada representada como linha 950 sem exceder a temperatura de desvitrificação Td 930 da fibra. A conclusão da combustão do formador de poros resulta em uma diminuição na temperatura 20 para a estufa temperatura 910. Semelhantemente, uma segunda resposta térmica exemplificadora 915 representa a temperatura interna do objeto formado na estufa durante a etapa de cura 280. Nesse exemplo um segundo formador de poros que tem uma temperatura de combustão Tc2 que é menor que a temperatura de 25 combustão do primeiro formador de poros Tci. No segundo exemplo, a temperatura interna do objeto formado aumenta rapidamente na temperatura de combustão Tc2 na linha 945 para rapidamente alcançar a temperatura de formação de ligação 950 desejada. Depois da conclusão da combustão do formador de 30 poros, a temperatura diminuições para a estufa temperatura 910.

Nessa realização, o perfil de temperatura de estufa 910 é estabelecido em conformidade com as características e quantidade relativa do formador de poros de modo que a temperatura de combustão é atingida e que a combustão é completa de modo que a temperatura máxima e duração em temperatura é controlada em relação à temperatura de ‘5 desvitrificação da fibra. Em função da capacidade de aquecer e esfriar rapidamente o objeto formado durante a etapa de cura 280, a quantidade de cristalização é minimizada, ou ao evitar exceder a temperatura de desvitrificação, ou ao minimizar a duração de tempo que o objeto excede a 10 temperatura de desvitrificação. Os desvios de temperatura são mais bem controlados devido à combustão do formador de poros visto que o efeito de aquecimento é uniformemente distribuído por todo o objeto. O método evita a latência inerente de convenção e/ou transferência de calor radiante da estufa ou 15 forno.

Controle adicional sobre a etapa de cura 280 pelo controle do ambiente da estufa. Por exemplo, ar inerte ou estagnado no ambiente de estufa ou forno pode atrasa o ponto em que os componentes voláteis 285 são removidos. Além disso, 2 0 a etapa de remoção de formador de poros 34 0 pode ser adicionalmente controlada pelo ambiente por purga com um gás inerte, como nitrogênio, até que temperatura seja maior que a temperatura de combustão do formador de poros, e quase a da temperatura de formação de ligação desejada. Oxigênio é introduzido na alta temperatura, de modo que quando o formador de poros oxida, a temperatura dos materiais não voláteis pode ser localmente aumentada em ou acima da temperatura de transição do vidro, ou a temperatura de formação de ligação, até que o formador de poros esteja 30 completamente queimado. Nesse ponto, a temperatura pode ser reduzida para evitar desvitrificação e/ou o crescimento de limites de grãos da e na estrutura resultante.

Ainda em outra realização da invenção, a etapa de cura 28 0 pode ser executada com o uso de uma fonte de calor primária, como uma estufa ou forno, com uma fonte de calor secundária que completa a estufa ou forno para aquecer de maneira rápida e uniformemente o objeto na temperatura '5 desejada para a etapa de formação de ligação para controlar o grau de cristalinidade que deve ocorrer como uma função de tempo e temperatura. Nessa realização, uma fonte de calor de chama pode ser aplicada diretamente ao objeto enquanto ele está na estufa ou forno.

As ligações formadas entre nós sobrepostos e adjacentes das fibras entrelaçadas que formam a matriz tridimensional 110 podem ser ligações de vidro que têm uma composição substancialmente a mesma que a composição do volume fibras 210. As ligações também podem ser o resultado 15 de uma reação entre o volume de fibras 210 e o agente de ligação 22 0 para formar uma ligação de vidro que tem uma composição que é substancialmente diferente da composição do volume de fibras 210. Devido às necessidades regulatórias referentes à aprovação de materiais para uso como um 20 dispositivo ou implante médico, pode ser desejável usar composições de materiais aprovados como matérias-primas que não são significativamente alterados pelos métodos e processos de fabricação do dispositivo. Alternativamente, pode ser desejável usar matérias-primas que são precursoras a 25 uma composição de material aprovada, que forma a composição desejada durante os métodos e processos de fabricação do dispositivo. A presente invenção provê um dispositivo de estrutura de suporte de tecido bioativo e reabsorvível que pode ser fabricado com o uso de uma variedade de materiais 30 clinicamente aprovados, ou fabricado em uma composição de materiais aprovada clinicamente.

Em uma realização da presente invenção, a resistência e a durabilidade da estrutura de suporte de tecido reabsorvivel pode ser aumentada por recozimento do objeto formado subsequentemente ou durante a etapa de cura 280. Durante a etapa de formação de ligação 330 quando os componentes não voláteis 275 são aquecidos à temperatura de '5 formação de ligação e subsequentemente esfriados, os gradientes térmicos nos materiais podem ocorrer durante uma fase de esfriamento subsequente. Os gradientes térmicos no material durante o esfriamento podem induzir tensão interna que pré-carrega a estrutura com tensão que efetivamente reduz 10 a quantidade de tensão externa que o objeto pode suportar antes de falha mecânica. Recozimento da estrutura de suporte de tecido reabsorvivel envolve aquecimento do objeto à temperatura que é o ponto de alívio de tensão do material, ou seja, uma temperatura em que o material de vidro ainda é duro 15 o suficiente para manter seu contorno e forma, mas suficiente para que qualquer tensão interna seja aliviada. A temperatura de recozimento é determinada pela composição da estrutura resultante (ou seja, a temperatura na qual a viscosidade do material amolece ao ponto de alívio de tensão), e a duração 20 do processo de recozimento seja determinada pelo tamanho e espessura relativos da estrutura interna (ou seja, o tempo em que a temperatura atinge o estado estável em todo o objeto). O processo de recozimento esfria lentamente em uma taxa que é limitada pela capacidade de calor, condutividade térmica, e 25 coeficiente de expansão térmica do material. Em uma realização exemplificadora da presente invenção, um cilindro extrudado de catorze milímetros de diâmetro de uma estrutura de suporte de tecido reabsorvivel poroso que tem uma composição de 13-93 pode ser recozida pelo aquecimento do 30 objeto em uma estufa ou forno a 500°C por seis horas e esfriado a temperatura ambiente por aproximadamente quatro horas.

As estruturas de suporte de tecido reabsorvivel da ll presente invenção podem ser utilizados em procedimentos como uma osteotomia (por exemplo, no quadril, joelho, mão e mandíbula), um reparo de uma falha estrutural de uma coluna vertebral (por exemplo, uma prótese intervertebral, prótese '5 laminar, prótese de osso sacro, prótese do corpo vertebral e prótese de faceta), um preenchimento de defeito ósseo, cirurgia de revisão de fratura, cirurgia de ressecção tumoral, próteses de quadril e joelho, aumento ósseo, extrações dentárias, artrodese dos ossos longos, artrodese do tornozelo e pé, que inclui implantes subtalares, e pinos de fixação de parafusos. As estruturas de suporte de tecido reabsorvível da presente invenção podem ser utilizadas nos ossos longos, que incluem, mas não estão limitadas a, costelas, clavícula, fêmur, tíbia, e fibula da perna, úmero, rádio, e ulna do braço, metacarpos e metatarsos das mãos e pés, e falanges dos dedos das mãos e dos pés. As estruturas de suporte de tecido reabsorvível da presente invenção podem ser utilizados nos ossos curtos, que incluem, mas não estão limitados aos carpos e tarsos, patela, juntamente com outros ossos sesamoides. As estruturas de suporte de tecido reabsorvível da presente invenção podem ser utilizados nos outros ossos, que incluem, mas não estão limitados ao crânio, mandíbula, esterno, vértebras e sacro. Em uma realização, a estrutura de suporte de tecidos da presente invenção tem altas capacidades de suporte de carga em comparação com osdispositivos convencionais. Em uma realização, a estrutura de suporte de tecidos da presente invenção requer menos material implantado em comparação com os dispositivos convencionais. Além disso, o uso da estrutura de suporte de tecido da presente invenção requer menos fixação auxiliar devido à resistência do material. Dessa maneira, os procedimentos cirúrgicos para implante do dispositivo são menos invasivas, mais facilmente executadas, e não requerem procedimentos cirúrgicos subsequentes para remover instrumentos e fixações auxiliares.

Em uma aplicação específica, uma estrutura de suporte de tecido da presente invenção, fabricado como “ descrito acima, podem ser utilizados como um implante espinal 800 tal como retratado na FIGURA 8 e na FIGURA 9. Com referência à FIGURA 8 e à FIGURA 9, o implante espinal 800 inclui um corpo 810 que tem uma parede 820 dimensionada para encaixe em um espaço S entre a vértebra adjacente V para manter o espaço S. O dispositivo 800 é formado a partir de fibras de vidro bioativas que podem ser formadas na forma desejada com o uso de métodos de extrusão para formar um formato cilíndrico que pode ser cortado ou usinado em um tamanho desejado. A parede 820 tem uma altura h que corresponde à altura H do espaço S, Em uma realização, a altura h da parede 820 é ligeiramente maior que a altura H do espaço intervertebral S. A parede 82 0 é adjacente a e entre uma superfície de encaixe superior 840 e uma superfície de encaixe inferior 850 que são configuradas para encaixar a vértebra adjacente V tal como mostrado na FIGURA 9.

Em outra aplicação específica, uma estrutura de suporte de tecido da presente invenção, fabricado tal como descrito acima, podem ser utilizados como um implante de osteotomia em cunha 1000 tal como retratado nas FIGURAS 10 e 11. Com referência à FIGURA 10 e à FIGURA 11, o implante de osteotomia 100 0 pode ser em geral descrito como uma cunha desenhada para se conformar a uma seção transversal anatômica de, por exemplo, uma tíbia, desse modo propiciando suporte mecânico para uma parte substancial de uma superfície da tíbia. 0 implante de osteotomia é formado a partir das fibras de vidro bioativas ligadas e fundidas em um material poroso que pode ser formado a partir de um bloco retangular extrudado, e cortado ou feitos a máquina contornada em forma de cunha no tamanho desejado. O aspecto proximal 1010 do implante 1000 é caracterizado por um contorno curvilíneo. O aspecto distai 1020 conforma-se à forma de um osso tibial em sua localização implantada. A espessura do implante 1000 pode '5 variar de aproximadamente cinco milímetros a aproximadamente vinte milímetros dependendo do tamanho do paciente e grau de deformidade. O grau de angulação entre as superfícies superior e inferior da cunha também podem ser variadas.

A FIGURA 11 ilustra um método para o uso do 10 implante de osteotomia em cunha 1000 para realinhamento de um joelho anormalmente angulado. Uma incisão transversal é feita em um aspecto mediano da tíbia enquanto deixa uma parte lateral da tíbia intacta e alinhando a parte superior 1050 e a parte inferior 1040 da tíbia em um ângulo predeterminado 15 para criar um espaço 1030. 0 implante substancialmente em forma de cunha 1000 é inserido no espaço 103 0 para estabilizar as partes da tíbia conforme ela cicatriza na posição desejada com o implante 1000 dissolvendo no corpo como descrito aqui. Os pinos de fixação podem ser aplicados 20 quando necessário para estabilizar a tíbia conforme o osso regenera e cicatriza o local do implante.

Em geral, o uso de uma estrutura de suporte de tecido ósseo reabsorvivel da presente invenção como um enxerto ósseo envolve procedimentos cirúrgicos que são semelhantes ao uso de enxertos ósseos autólogos ou aloenxertos. O enxerto ósseo pode frequentemente serexecutado como um procedimento único se material suficiente for utilizado para preencher e estabilizar o local de implante. Em uma realização, pinos de fixação podem ser 3 0 inseridos no osso natural circundante, e/ou em e através da estrutura de suporte de tecido ósseo reabsorvivel. A estrutura de suporte de tecido ósseo reabsorvivel é inserida em um local e fixado em posição. A área é então fechada e depois de certo período de cicatrização e de maturação, o osso irá regenerar e se tornar solidamente fundido.

O uso de uma estrutura de suporte de tecido ósseo reabsorvível da presente invenção quando um preenchimento de 3 defeito ósseo envolve procedimentos cirúrgicos que podem ser executados como um procedimento simples, ou procedimentos múltiplos em estágios ou fases de reparo. Em uma realização, uma estrutura de suporte de tecido reabsorvível da presente invenção é colocado em um local de defeito ósseo, e fixado ao 10 osso com o uso de pinos de fixação ou parafusos.

Alternativamente, a estrutura de suporte de tecido reabsorvível pode ser externamente seguro no lugar com o uso de suportes. A área é então fechada e depois de certo período de cicatrização e maturação, o osso irá regenerar para o 15 reparo do defeito.

Um método de preenchimento de um defeito em um osso inclui o preenchimento de um espaço no osso com uma estrutura de suporte de tecido reabsorvível que compreende fibras bioativas ligada em uma matriz porosa, em que a matriz porosa 20 tem uma distribuição de tamanho de poro para facilitar o crescimento de tecido ósseo; e a fixação da estrutura de suporte de tecido reabsorvível ao osso.

Um método de tratar uma osteotomia inclui o preenchimento de um espaço no osso com uma estrutura de 25 suporte de tecido reabsorvível que compreende fibras bioativas ligadas em uma matriz porosa, em que a matriz porosa tem uma distribuição de tamanho de poro para facilitar o crescimento de tecido ósseo; e a fixação da estrutura de suporte de tecido reabsorvível ao osso.

Um método de tratamento de uma falha estrutural de uma vértebra inclui o preenchimento de um espaço no osso com uma estrutura de suporte de tecido reabsorvível que compreende fibras bioativas ligadas em uma matriz porosa, em que a matriz porosa tem uma distribuição de tamanho de poro para facilitar o crescimento de tecido ósseo; e a fixação da estrutura de suporte de tecido reabsorvível ao osso.

Um método de fabricação de uma prótese óssea '5 sintética inclui a mistura de fibra bioativa com um aglutinante, um formador de poros e um líquido para prover *uma batelada plasticamente formável; o amassamento da batelada formável para distribuir a fibra bioativa com o formador de poros e o aglutinante, com a batelada formável 10 como uma massa homogênea de fibra bioativa entrelaçada e sobreposta; a formação da batelada formável em uma forma desejada para prover uma forma moldada; a secagem da forma moldada para remover o líquido; o aquecimento da forma moldada para remover o aglutinante e o formador de poros; e o 15 aquecimento da forma moldada até uma temperatura de formação de ligação com o uso de uma fonte de calor primária e uma fonte de calor secundária para formar ligações entre a fibra de vidro bioativa entrelaçada e sobreposta.

Em uma realização, a presente invenção descreve o 20 uso de fibras bioativas ligadas em uma matriz porosa, tendo a matriz porosa uma distribuição de tamanho de poro para facilitar o crescimento de tecido ósseo para o tratamento de um defeito ósseo.

Em uma realização, a presente invenção descreve o 25 uso de fibras bioativas ligadas em uma matriz porosa, tendo a matriz porosa uma distribuição de tamanho de poro para facilitar o crescimento de tecido ósseo para o tratamento de uma osteotomia.

Em uma realização, a presente invenção descreve o 30 uso de fibras bioativas ligadas em uma matriz porosa, tendo a matriz porosa uma distribuição de tamanho de poro para facilitar o crescimento de tecido ósseo para o tratamento de uma falha estrutural de várias partes de uma coluna espinal.

EXEMPLOS

Os exemplos a seguir são providos para ilustrar adicionalmente e para facilitar a compreensão da descrição. Esses exemplos específicos são destinados a ser ilustrativos da descrição e não são destinados a ser limitantes de maneira alguma.

Em uma primeira realização exemplificadora uma estrutura de suporte reabsorvivel é formada a partir da fibra 13-93 ao misturar 75 gramas de -93 fibra 13-93 que tem um diâmetro médio de aproximadamente 34 μm obtido de uma Mo-Sci Corporation, Ro 11a, MO 65401, a granel, como componentes não voláteis com 16 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 20 gramas de PMMA com um tamanho da partícula de 25 a 30 μm como um formador de poros e aproximadamente 40 gramas de água deionizada, ajustada como necessário para prover uma mistura formável plasticamente. A mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro e secada em um secador de microondas. Os componentes voláteis foram queimados em um forno purgado com ar e então tratados termicamente a 720°C por uma hora para ligar e fundir a fibra 13-93 na estrutura de suporte de tecido bio-reabsorvível. O formador de poros PMMA inicia a combustão a aproximadamente 34 6°C enquanto o forno aquece a fim de aumentar rapidamente a temperatura interna da estrutura de suporte. A porosidade para esse exemplo foi medida como sendo igual a 69,4%.

Em uma segunda realização exemplificadora uma estrutura de suporte reabsorvivel é formada a partir da fibra de 13-93 ao misturar 5 gramas de fibra 13-93 que tem um diâmetro médio de aproximadamente 34 μm obtidos da Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, a granel, e 1 grama de vidro bioativo 13-93 em uma forma de pó (também da Mo-Sci Corporation) como componentes não voláteis com 2 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 5 gramas de PMMA com um tamanho de partícula de 25-30 μm como um formador de poros e aproximadamente 8 gramas de água deionizada, ajustada como necessário para prover uma mistura formável plasticamente. A mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro, e secada em um secador de microondas. Os componentes voláteis foram queimados em um forno purgado com ar e tratados termicamente a 690°C por 45 minutos para ligar e fundir a fibra 13-93 na estrutura de suporte de tecido bio- reabsorvível com o uso do material de vidro bioativo para revestir a fibra adjacente e sobreposta com vidro. O formador de poros PMMA inicia a combustão a aproximadamente 346 °C enquanto o forno aquece a fim de aumentar rapidamente a temperatura interna da estrutura de suporte. A porosidade para esse exemplo foi medida como sendo igual a 76%.

Em uma terceira realização exemplificadora uma estrutura de suporte reabsorvível é formada a partir da fibra 13-93 ao misturar 5 gramas de fibra 13-93 que tem um diâmetro médio de aproximadamente 34 μm obtido do Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, a granel, e 2 gramas de vidro bioativo 13-93 em uma forma de pó (também da Mo-Sci Corporation) como os componentes não voláteis com 2 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 5 gramas de pó de grafite 4015 da Asbury Carbons, Asbury, NJ com uma distribuição de tamanhos de partículas de entre 150 e 425 μm como um formador de poros e aproximadamente 10 gramas de água deionizada, ajustada como necessário para prover uma mistura formável plasticamente. A mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro e secada por 3 0 minutos a 125°C. Os componentes voláteis foram queimados em um forno purgado com ar e tratados termicamente a 800°C por 45 minutos para ligar e fundir a fibra 13-93 na estrutura de suporte de tecido bio-reabsorvível com o uso do material de vidro bioativo para revestir a fibra adjacente e sobreposta com vidro. O formador de poros de grafite inicia combustão a aproximadamente 603°C enquanto o forno aquece a fim de aumentar rapidamente a temperatura interna da estrutura de suporte. A porosidade para esse exemplo foi medida para ser 66,5% com uma resistência à compressão de 7,0 MPa.

Em uma quarta realização exemplificadora uma estrutura de suporte reabsorvível é formada a partir da fibra 45S5 e da fibra 13-93 ao misturar 45 gramas de fibra 13-93 que tem um diâmetro médio de aproximadamente 34 μm obtido junto à Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, a granel com 30 gramas de fibra 4 5S5 que tem um diâmetro médio de 14 μm, (também da Mo-Sci Corporation) como componentes não voláteis com 16 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 20 gramas de amido que tem um tamanho médio de partícula de 50 μm como um formador de poros e aproximadamente 4 0 gramas de água deionizada, ajustada conforme necessário para prover uma mistura formável plasticamente. A mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro e secada em um secador de microondas. Os componentes voláteis foram queimados em um forno purgado com ar e tratados termicamente a 715°C por uma hora para ligar e fundir a fibra 13-93 e 45S5 na estrutura de suporte de tecido bio-reabsorvível com material de vidro das fibras que revestem a fibra adjacente e sobreposta. O amido formador de poros inicia combustão a aproximadamente 292°C enquanto o forno aquece a fim de aumentar rapidamente a temperatura interna da estrutura de suporte. A porosidade para esse exemplo foi determinada como sendo igual a 40,4%.

Em uma quinta realização exemplificadora uma estrutura de suporte reabsorvível é formada a partir da fibra 13-93 ao misturar 5 gramas de fibra 13-93 que tem um diâmetro médio de aproximadamente 34 μm obtido junto à Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, a granel, e 2 gramas de vidro bioativo 13-93 em uma forma de pó (também da Mo-Sci Corporation) como componentes não voláteis com 2 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 1,5 gramas de PMMA com um tamanho da partícula de 100 μm como um formador de poros e aproximadamente 7 gramas de água deionizada, ajustada tal 5 como necessário para prover uma mistura formávelplasticamente. A mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro e secada em um secador de microondas. Os componentes voláteis foram queimados em um forno purgado com ar e aquecidos tratados a 680°C por 45 minutos para ligar e 10 fundir a fibra 13-93 na estrutura de suporte de tecido bio- reabsorvível com o uso do material de vidro bioativo para revestir a fibra adjacente e sobreposta com vidro. O formador de poros PMMA inicia combustão a aproximadamente 346 °C enquanto o forno aquece a fim de aumentar rapidamente a 15 temperatura interna da estrutura de suporte. A porosidade para esse exemplo foi medida como sendo 58,5% com uma resistência à compressão de 4,7 MPa.

Em uma sexta realização exemplificadora uma estrutura de suporte reabsorvivel é formada a partir da fibra 20 13-93 ao misturar 5 gramas de fibra 13-93 que tem um diâmetromédio de aproximadamente 34 μm obtido junto à Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, a granel como os componentes não voláteis com 2 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 1,5 gramas de PMMA com um tamanho da partícula de 2 5 100 μm como um formador de poros e aproximadamente 8 gramas de água deionizada, ajustada como necessário para prover uma mistura formável plasticamente. A mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro e secada em um secador de microondas. Os componentes voláteis foram queimados em um 30 forno purgado com ar e tratados termicamente a 700°C por 90 minutos para ligar e fundir a fibra 13-93 na estrutura de suporte de tecido bio-reabsorvível com o uso de material de vidro bioativo da fibra para revestir a fibra adjacente e sobreposta com vidro. O formador de poros PMMA inicia combustão a aproximadamente 346°C enquanto o forno aquece a fim de aumentar rapidamente a temperatura interna da estrutura de suporte. A porosidade por esse exemplo foi medida como sendo 47,0% com uma resistência à compressão de 22,5 MPa.

Em uma sétima realização exemplificadora uma estrutura de suporte reabsorvível é formada a partir da fibra 13-93 ao misturar 5 gramas de fibra 13-93 que tem um diâmetro médio de aproximadamente 34 μm obtidos da Mo-Sci Corporation, Rolla, MO 65401, a granel, e 3 gramas de vidro bioativo 13-93 em uma forma de pó (também da Mo-Sci Corporation) como os componentes não voláteis com 2 gramas de HPMC como um aglutinante orgânico e 5 gramas de PMMA com um tamanho da partícula de 25 a 30 μm como um formador de poros e aproximadamente 8 gramas de água deionizada, ajustada como necessário para prover uma mistura formável plasticamente. A mistura foi extrudada como um bastão de 14 mm de diâmetro e secada em um secador de microondas. Os componentes voláteis foram queimados em um forno purgado com ar e aquecidos tratados a 710°C por 4 5 minutos para ligar e fundir a fibra 13-93 na estrutura de suporte de tecido bio-reabsorvível com o uso do material de vidro bioativo para revestir a fibra adjacente e sobreposta com vidro. 0 formador de poros PMMA inicia combustão a aproximadamente 346 °C enquanto o forno aquece a fim de aumentar rapidamente a temperatura interna da estrutura de suporte. A porosidade por esse exemplo foi medida como sendo 50,2% com uma resistência à compressão de 20,1 MPa.

A presente invenção foi aqui descrita em detalhes com relação a determinadas realizações ilustrativas e específicas da mesma, e não deve ser considerada limitada a isto, uma vez que numerosas modificações são possíveis sem que se desvie do caráter e do âmbito das reivindicações anexas.

Claims

1. MÉTODO DE FABRICAÇÃO DE UMA PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA, caracterizado por compreender: a mistura de uma fibra bioativa com um formador de poros e um líquido para obter uma batelada plasticamente formável; o amassamento da batelada formável para distribuir a fibra bioativa com o formador de poros, para obter uma batelada formável de uma massa homogênea de fibras bioativas entrelaçadas e sobrepostas; a formação da batelada formável em um formato desejado para obter uma forma moldada; a secagem da forma moldada para remover o líquido; e o aquecimento da forma moldada até uma temperatura de formação de ligação utilizando uma reação exotérmica do formador de poros para formar ligações entre as fibras de vidro bioativas entrelaçadas e sobrepostas.

2. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado em que a fibra bioativa tem uma temperatura de desvitrificação e em que a reação exotérmica do formador de poros é iniciada quando a forma moldada está abaixo da temperatura de desvitrificação e a reação exotérmica do formador de poros é terminada antes que a forma moldada atinja a temperatura de desvitrificação.

3. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado em que a fibra bioativa tem uma temperatura de desvitrificação e em que a reação exotérmica do formador de poros é iniciada quando a forma moldada está abaixo da temperatura de desvitrificação e a reação exotérmica do formador de poros é terminada depois que a forma moldada excede a temperatura de desvitrificação.

4. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado em que a etapa de aquecimento da forma moldada até uma temperatura de formação de ligação é executado em um forno purgado com ar.

5. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 1, 5 caracterizado em que o formador de poros é selecionado de uma lista que consiste em carvão ativado, flocos de grafite, HPMC, PMMA, farinha de madeira, e amido de milho.

6. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado em que a etapa de mistura compreende adicionalmente um aglutinante.

7. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 6, caracterizado em que a de mistura compreende adicionalmente um agente de etapa ligação.

8. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado em que a de mistura compreende adicionalmente um agente de etapa ligação.

9. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado por compreender adicionalmente o recozimento da prótese de osso sintética após a etapa de aquecimento.

10. PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA, caracterizada por compreender: fibras de vidro bioativas entrelaçadas; ligações entre as fibras de vidro bioativas entrelaçadas para formar uma estrutura de suporte de tecido 25 tridimensional rígida; espaço de poro dentro da estrutura de suporte de tecido tridimensional rígida predeterminado pelos componentes voláteis entremeados dentro das fibras bioativas entrelaçadas e removidos durante a formação das ligações; e as ligações formadas utilizando uma reação exotérmica dos componentes voláteis.

11. PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA, de acordo com a reivindicação 10, caracterizada em que os componentes voláteis compreendem um formador de poros.

12. PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA, de acordo com a reivindicação 10, caracterizada em que o espaço de poro cria uma porosidade entre aproximadamente 40% e aproximadamente 85% na prótese de osso sintética.

13. PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA, de acordo com a reivindicação 10, caracterizada em que o espaço de poro tem um tamanho de poro entre aproximadamente 10 μm e aproximadamente 500 μm.

14. PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA, de acordo com a reivindicação 10, caracterizada em que o tamanho de poro tem uma distribuição de tamanho bi-modal.

15. PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA, de acordo com a reivindicação 10, caracterizada em que as fibras de vidro bioativas entrelaçadas têm uma composição que compreende carbonato de sódio, carbonato de cálcio, pentóxido de fósforo, aproximadamente 45% molar a aproximadamente 60% molar de sílica, e uma razão molar de aproximadamente 2 a aproximadamente 10 entre cálcio e fosfato.

16. PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA, de acordo com a reivindicação 10, caracterizada em que as fibras de vidro bioativas entrelaçadas compreendem 13 a 93 fibras de vidro.

17. PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA, de acordo com a reivindicação 10, caracterizada em que as fibras de vidro bioativas entrelaçadas compreendem uma mistura de fibras de vidro bioativas que têm composições diferentes.

18. PRÓTESE DE OSSO SINTÉTICA, de acordo com a reivindicação 10, caracterizada em que as fibras de vidro bioativas entrelaçadas têm um diâmetro que varia de aproximadamente 1 μm a aproximadamente 200 μm.