ES2218844T3 - Materiales compuestos biodegradables. - Google Patents

Abstract

Un material compuesto conformado, reforzado con fibras, biodegradable, adecuado para usar como un implante médico que comprende una matriz y fibras, en donde la matriz y las fibras presentan velocidades diferenciales de biodegradación como una función de la naturaleza del material o el peso molecular del mismo, caracterizado porque el material compuesto conformado comprende una preforma fibrosa conformada de distribución, orientación y/o fracción predeterminada de fibras y la matriz se selecciona de polímeros y copolímeros de poliésteres alifáticos, preferiblemente poli--caprolactona, tal que, durante el uso, la matriz y/o la fibra se biodegradan a través de un producto intermedio que comprende matriz porosa residual o forma fibrosa residual, respectivamente, que proporcionan huecos adecuados para el crecimiento primario de células o que proporcionan un andamiaje residual para la unión y el crecimiento de células.

Description

Materiales compuestos biodegradables.

La presente invención se refiere a un material compuesto biodegradable biocompatible, a la producción y/o la preparación del mismo, para usar en procedimientos quirúrgicos tales como implantación quirúrgica y fijación de huesos, procedimientos de rejuvenecimiento y aumento.

A pesar de los numerosos ejemplos del uso de materiales sintéticos para implantes permanentes, tales como polímero acrílico, elastómero silicónico, materiales compuestos de polímeros cerámicos, poli(metacrilato de metilo), polietileno y material compuesto poroso de PT-FE-fibra de carbono, la reconstrucción de defectos óseos traumáticos, de desarrollo y quirúrgicos depende en gran parte de un suministro adecuado de hueso autógeno (paciente) o alogeneico (donante). El autoinjerto óseo se considera ampliamente el mejor material para implantes para reparar defectos óseos, simplemente debido a la probabilidad reducida de rechazo y problemas inmunológicos concomitantes. Sin embargo, la cantidad de hueso autógeno disponible para el trasplante está limitada ya que ha de tomarse de una parte del propio cuerpo del paciente. Por otra parte, la propia operación de recogida implica el riesgo de complicaciones postoperatorias, en algunos casos este riesgo es de una magnitud mayor que el propio procedimiento primario, especialmente si el individuo ha sufrido recientemente trauma grave.

Sitios donantes comunes incluyen material óseo de la cresta ilíaca, la tibia, el peroné y el trocante mayor. El propio hueso tiene al menos dos tipos distintos y la selección del tipo de hueso depende de su sitio de implante pretendido y la función. El hueso cortical (esto es, las capas externas) se selecciona por su resistencia y soporte mecánico, mientras que los autoinjertos de hueso canceloso (esto es, la forma más esponjosa) se usan para promover la formación de retículas y la regeneración rápida del hueso. Los autoinjertos de cualquiera o ambos tipos se han usado intensivamente y se han usado satisfactoriamente en la cirugía oral y maxilofacial para la restauración del periodonto y la corrección de defectos mandibulares y maxilares.

La vascularización rápida y extensiva del injerto es importante para la supervivencia del injerto óseo y el suministro de nutrientes apropiados y similares a las células. Sin embargo, se han encontrado problemas usando hueso de autoinjerto debido a la contracción del propio material del injerto y a la reabsorción parcial y variable de los osteones y de ahí la capacidad regenerativa restringida del nuevo hueso. Ha de resaltarse que aunque el hueso aloinjertado (donde el hueso se trasplanta entre dos individuos - a menudo de donantes cadáveres con especímenes que se mantienen en bancos de huesos) evita los riesgos potenciales de una operación de recogida, ofrece un material potencialmente ilimitado en forma de banco. Sin embargo, la recogida en bancos de huesos es un procedimiento complejo que implica procedimientos intensivos, que consumen mucho tiempo y costosos: la selección de los donantes, el rastreo, la obtención y el almacenamiento. Por otra parte, la posible transmisión de enfermedades tales como Creutzfeldt-Jacob o el SIDA aumenta los problemas significativos y potencialmente letales con su uso. Pueden requerirse varios años para la reabsorción y la substitución de aloinjerto por nuevo hueso y la actividad antigénica de hueso que no es del paciente es una desventaja grave en comparación con los autoinjertos. Como consecuencia, se ha intensificado la búsqueda de alternativas adecuadas a huesos de pacientes y donantes.

Se conoce el suministro de materiales biocerámicos de fosfato cálcico, típicamente estos están en forma de productos biodegrables de fosfato tricálcico e hidroxiapatito.

Por otra parte, tales materiales cerámicos presentan ventajas de biocompatibilidad, capacidad osteoconductora y similitud química con la matriz de hueso mineralizada que da como resultado una unión directa al hueso. Por consiguiente, satisfacen la mayoría de los criterios esenciales para un injerto óseo satisfactorio. Sin embargo, significativamente, los materiales biocerámicos no parecen inducir osteogénesis pronunciada. Por otra parte, la dureza inherente de los materiales biocerámicos los hace difíciles de conformar y así los materiales biocerámicos tienen uso limitado dentro de un esqueleto de animal ya que el material no puede conformarse fácilmente al defecto. Por otra parte, la rigidez también es una desventaja según avanza la curación debido a que la placa rígida provoca estrés envolviendo el sitio de la fractura y como consecuencia el hueso no se somete a la remodelación inducida por fuerzas normales en el sitio de cierre de la fractura. Esto puede ser un problema grave si se retira la placa para fracturas, siendo incapaz el hueso subyacente de manejar las fuerzas que actúan sobre él y puede resultar una nueva fractura. Adicionalmente y poco ventajosamente, los materiales biocerámicos también permanecen en el sitio de reparación durante períodos prolongados, típicamente más de un año.

Adicionalmente, se conoce el uso de mezclas de colágeno/material cerámico/médula, con el objetivo de replicar la estructura de matriz orgánica/fase mineral/células osteogénicas del hueso. Sin embargo, tales mezclas tienen una capacidad limitada ya que son útiles sólo en la reparación de fracturas parcialmente debido a la calidad pastosa de la mezcla y de ahí la dificultad para una colocación y una retención exactas y permanentes del material en el sitio que requiere reparación. Se reconoce que un implante polímero reabsorbible sintético podría vencer muchos de los problemas asociados con la técnica anterior, especialmente las dificultades de suministro, el tiempo de reabsorción prolongado del implante y los tiempos de unión del hueso con relación al implante; además, el nuevo implante proporcionaría inmediatamente una ventaja a las prácticas actuales.

Notablemente, actualmente no hay un material biocompatible y/o biodegradable satisfactorio para la cirugía reconstructiva del hueso de la cara y la calavera y áreas asociadas de desfiguración. La cirugía de la cara y la calavera después de trauma, lesiones, corrección de deformidades congénitas y adquiridas y extirpación de tumores puede dejar áreas de discontinuidad y/o distorsión ósea. Los defectos óseos no tratados pueden provocar discapacidad funcional y desfiguración notables, por otra parte la desfiguración puede ser psicológicamente dañina y provocar un gran problema de ansiedad personal y/o familiar. La cirugía reconstructiva es un área extremadamente importante de la cirugía moderna y las técnicas avanzadas pueden conducir a resultados notables. Los procedimientos quirúrgicos actuales implican la substitución de estructuras óseas con medios como los descritos previamente aquí además de placas metálicas tales como aleaciones de titanio, aleaciones de cobalto-cromo y polietileno esculpido para la substitución de secciones de tejidos y/o defectos óseos. Sin embargo, el uso de placas metálicas se ha hecho crecientemente menos popular debido a la interferencia con la obtención médica de imágenes, por consiguiente un investigador es incapaz de analizar los datos de tejido (por ejemplo cerebro) o similar cubierto por dicha placa. Efectivamente, la placa impide la obtención de imágenes de tejido detrás de la placa. Por otra parte, las placas metálicas para fracturas no son ideales para la reconstrucción de la calavera maxilofacial o los huesos largos. La naturaleza delicada del hueso facial requiere tornillos de fijación diminutos, que provocan los problemas asociados para obtener una articulación fiable. La geometría facial compleja necesita placas y técnicas especiales, particularmente en áreas tales como el suelo orbitario. Por otra parte, las placas metálicas pueden ser en algunos casos visibles y palpables por debajo de la piel y en muchos casos estas placas tienen que retirarse requiriendo una segunda operación con todos los riesgos y costes asociados. El sistema quirúrgico requerido para retirar las placas puede ser un procedimiento complejo y prolongado. En otros huesos, las placas se retiran habitualmente, una causa inevitable de morbidez.

Todos los biomateriales disponibles comercialmente en la actualidad para cirugía reconstructiva craneofacial y maxilofacial tienen problemas significativos, incluyendo Proplast (polietileno), Silastic (silicona), hidroxiapatito y gránulos de vidrio bioactivos. Problemas con estos y otros materiales incluyen la migración del implante, la formación de abscesos fríos, la falta de compatibilidad cromática, la falta de estabilidad dimensional y la dificultad para conformar el material para "ajustarse" al defecto. Los huesos de fuentes de aloinjerto y autoinjerto también son difíciles de esculpir en un sitio de implante específico y por otra parte esculpir el hueso puede destruir/dañar las células vivas.

El biomaterial ideal para reconstrucción maxilofacial y otros tipos de reconstrucción ósea/cartilaginosa tendrá numerosas propiedades. Debe ser biocompatible, capaz de facilitar la revascularización y un crecimiento celular que proporcione una estructura para guiar el desarrollo de nuevo hueso. El material necesita ser estéril, maleable, almacenable y obtenible. También podría actuar como un mecanismo portador para proteínas osteogénicas. Una alta rigidez inicial permitirá la unión primaria seguida por la reabsorción gradual y la reducción en la rigidez correspondiente con la capacidad del hueso que sana para servir para una capacidad de soportar carga. Idealmente, el material debe procesarse fácilmente como componentes de conformación compleja. Con el uso de datos de exploración de pacientes CT, esto crea la posibilidad de producir implantes adaptados exactos para cirugía reconstructiva elaborada.

La capacidad para variar la velocidad de degradación de poliésteres de longitud relativamente corta biocompatibles, tales como poliláctido y poliglicólido mediante copolimerización, y para controlar el peso molecular, la cristalinidad y la morfología ha hecho a estos dos materiales candidatos naturales para la reparación de huesos y son los materiales más prometedores en la fase de desarrollo. Sin embargo, siguen estando lejos de ser ideales.

La poli-\varepsilon-caprolactona (PCL) es un termoplástico de cadena hidrocarbúrica de poliéster relativamente larga (Tm = 60ºC) que tiene un bajo módulo elástico, lo que mitiga su uso en implantes óseos sin algún refuerzo estructural. Las características de la PCL incrementan su permeabilidad relativa con respecto a otros poliésteres y así la PCL se ha explotado como un vehículo para el aporte controlado por difusión de fármacos de bajo peso molecular (PM 400) y se ha usado en el área de los materiales terapéuticos anticonceptivos.

US 4.655.777 y US 5.108.755 describen materiales compuestos que comprenden matriz de PLC reforzada con ciertas fibras biodegradables para la retención mejorada de la resistencia a la fluencia y el módulo con el tiempo bajo condiciones de degradación. En US 5.108.755 se describe una necesidad de materiales compuestos que proporcionen una depuración inmediata del sistema sin degradación comprometedora prematura. En US 4.655.777 se describe una matriz reforzada con fibras continuas largas biodegradables para una resistencia incrementada. Los materiales compuestos se preparan usando rutas de procesamiento convencionales. Sin embargo, existe una necesidad de un método para proporcionar materiales compuestos conformados adecuados para las aplicaciones mencionadas previamente en forma de clavos, placas o implantes conformados según las necesidades, para lo cual los procedimientos existentes carecen de conveniencia y versatilidad. Por otra parte, hay una necesidad de materiales compuestos conformados que tengan comportamiento mejorado como materiales de reparación de huesos.

Por lo tanto, un primer objetivo de la invención es proporcionar un material compuesto biocompatible para usar en cirugía de trasplante, rejuvenecimiento óseo o la fijación de fracturas y/o el andamiaje tisular.

Otro objetivo más de la invención es proporcionar un material compuesto biocompatible para usar en cirugía craneofacial o maxilofacial, algunas aplicaciones de cirugía ortopédica tales como substitución de hueso/cartílago/menisco.

Un objetivo más de la invención es proporcionar un material compuesto biocompatible que pueda moldearse en cualquier tamaño o conformación que se desee para implante/reconstrucción.

Un objetivo adicional más de la invención es proporcionar un material compuesto biocompatible que sea completamente biodegradable.

Se ha encontrado ahora inesperadamente que mediante el uso de procedimientos para procesar materiales compuestos para las aplicaciones actualmente previstas en forma conformada, se obtienen excelentes resultados en términos de comodidad de procesamiento y calidad del producto. Se ha encontrado además que la degradación puede predeterminarse de manera que se proporcionen materiales compuestos según las necesidades adaptados para cirugía de implante/reconstructora con excelente tiempo de recuperación.

También se ha encontrado que el procedimiento y los productos son adecuados para nuevas aplicaciones que mejoran adicionalmente la versatilidad de la tecnología.

De acuerdo con la invención, un material compuesto conformado, reforzado con fibras, biodegradable, adecuado para usar como un implante médico comprende una matriz y fibras en donde la matriz y las fibras presentan velocidades diferenciales de biodegradación como una función de la naturaleza del material o el peso molecular del mismo, caracterizado porque el material compuesto conformado comprende una preforma fibrosa conformada de distribución, orientación y/o fracción predeterminada de fibras y la matriz se selecciona de polímeros y copolímeros de poliésteres alifáticos, preferiblemente poli-\varepsilon-caprolactona, tal que, durante el uso, la matriz y/o la fibra se biodegradan a través de un producto intermedio que comprende matriz porosa residual o forma fibrosa residual, respectivamente, que proporcionan huecos adecuados para el crecimiento primario de células o que proporcionan un andamiaje residual para la unión y el crecimiento de células.

El uso como implante médico puede incluir cualquier uso conocido, por ejemplo seleccionado de cirugía craneal, maxilofacial y ortopédica, con el propósito de fijación, aumento y relleno de defectos.

Los nuevos materiales compuestos son de cualquier geometría tridimensional deseada que puede ser compleja, teniendo propiedades químicas y mecánicas comparables a las de materiales compuestos obtenidos usando procedimientos de polimerización en masa convencionales. Preferiblemente, los materiales compuestos se conforman en la forma de clavos, placas, mallas, tamices, remaches y/o implantes conformados según las necesidades para ajustarse al contorno del área que ha de construirse y para asegurar el dispositivo, elaborado opcionalmente en una gama de tamaños para uso más general o la fabricación de placas y dispositivos de fijación para soportar hueso durante la curación.

Por ejemplo, un implante según las necesidades para el aumento de relleno de defectos puede comprender dispositivos asociados para la fijación. Puede preverse la restauración de hueso u otros tejidos biológicos tales como el cartílago.

Un procedimiento para elaborar tal material compuesto puede comprender proporcionar dicha preforma fibrosa conformada que comprende una presentación de fibras de refuerzo en una distribución de fibras regular, irregular o perfilada en una herramienta o un molde;

inyectar en dicha preforma dentro de la herramienta o el molde mencionados una composición que comprende monómeros o comonómeros y/u oligómeros y/o resina de dicha matriz de polímero a fin de retener dicha distribución, orientación y/o fracción de fibras y la conformación del material compuesto; y

polimerizar o polimerizar parcialmente la composición en el molde o la herramienta.

Una preforma fibrosa conformada, según se define previamente aquí, puede ser cualquier presentación de fibras en una herramienta, molde o similares adecuados adaptados para la impregnación con polímero o precursores de polímero para proporcionar un material compuesto que tiene conformación irregular. La preforma fibrosa conformada permite preferiblemente una distribución predeterminada de fibras, regular, irregular y/o perfilada de otro modo.

Las fibras pueden ser cualquier material o género suelto, alineado, tricotado o tejido, natural o sintético, que tenga una longitud y una dirección seleccionadas para las propiedades mecánicas deseadas. Pueden emplearse fibras cortas que tienen hasta 10^{2} veces más longitud que diámetro, en las que solo se requiere una resistencia moderada para soportar carga, o pueden emplearse fibras continuas largas que tienen 10^{2}-10^{4} veces más longitud que diámetro cuando se requiere resistencia alta para soportar carga.

Se ha encontrado que la composición procesada
in situ proporciona exactitud, facilidad y comodidad de manejo y conformación para proporcionar un material compuesto conformado, sin comprometer las excelentes propiedades en términos de módulo y resistencia, proporcionadas por el refuerzo fibroso y la matriz. Por otra parte, la composición puede seleccionarse para proporcionar matriz de polímero de peso molecular deseado, adaptada para el perfil de degradación requerido, con independencia de preocupaciones acerca de la facilidad de impregnación de fibras, por ejemplo con el uso de polímeros de alta viscosidad y alto peso molecular.

Se encuentra que la composición de la invención está adaptada idealmente para los usos pretendidos en virtud de su versatilidad para proporcionar implantes de alta calidad y alta resistencia adaptados de una manera nueva para la biocompatibilidad y el crecimiento celular mediante degradación controlada o diferencial.

El refuerzo fibroso se selecciona de una pluralidad de fibras sintéticas y/o naturales seleccionadas de materiales cerámicos tales como fosfato tricálcico beta y calcio-aluminio libre de fosfato (Ca-Al), biovidrios tales como la forma vítrea del fosfato cálcico, el metafosfato cálcico (CMP) y el metafosfato cálcico-sódico (CSM), mezclas de sílice, óxido sódico, óxido cálcico y pentóxido de fósforo.

El material compuesto de la invención se obtiene preferiblemente mediante polimerización usando una técnica modificada de moldeo con transferencia de resina. El moldeo por transferencia de resina (RTM) es una técnica de fabricación de materiales compuestos usada normalmente con resinas termoendurecibles^{(1)}. Una resina líquida reactiva se encuentra en una cavidad de la herramienta que contiene una preforma fibrosa seca. La resina se humedece y se infiltra en los haces de fibra y durante el curado produce un material termoendurecible compuesto.

El RTM está adaptado preferiblemente como una técnica de fabricación para matrices de polímero biocompatibles y biodegradables tales como PCL según se define previamente aquí. El nuevo procedimiento permite la producción de materiales compuestos bioabsorbibles conformados complejos. Preferiblemente, las fracciones y las direcciones de las fibras están controladas. El procedimiento de baja presión requiere solamente una herramienta económica y ligera y un equipo de inyección que permita reducir componentes termoplásticos sin el coste normal de la herramienta y la maquinaria convencionales de moldeo por inyección.

Un molde para preparar una preforma según se define previamente aquí puede construirse de cualquier material natural o sintético deseado que tenga resistencia a la temperatura por encima de la temperatura de procesamiento que ha de emplearse en el procesamiento del material compuesto. Materiales adecuados para construir el molde incluyen acero, aluminio y similares, que pueden revestirse con agentes de liberación conocidos en la especialidad, por ejemplo cera, poli(alcohol vinílico), agentes basados en silicona y similares, o está construido totalmente de materiales que tienen propiedades de liberación, por ejemplo se trabaja a máquina a partir de PTFE.

El molde puede ser de cualquier construcción deseada adecuada para la inyección de resina en un haz de fibras preformado o similares. Por ejemplo, el molde puede comprender una porción que tiene una cavidad trabajada a máquina y una porción adicional que tiene orificios de entrada y salida para la introducción de resina y la liberación de resinas volátiles y resinas en exceso purgadas.

El material compuesto puede obtenerse mediante polimerización con medios adecuados, preferiblemente calentando o mediante la adición de un iniciador o catalizador que puede estar presente en o añadirse a la composición in situ.

Un material compuesto que comprende PCL, por ejemplo, se obtiene adecuadamente mediante polimerización catiónica, por ejemplo usando un catalizador organometálico tal como organozinc, preferiblemente dietilzinc. El catalizador puede adaptarse para coordinarse a un grupo reactivo tal como carbonilo sobre caprolactona dando como resultado la segmentación de un enlace y la formación de catión que puede añadirse a continuación a una caprolactona adicional dando como resultado el crecimiento de la cadena de polímero. El método da como resultado polímeros bien definidos con alto peso molecular y polidispersidades estrechas (<2). La falta de ramificación mediante este método también da una cristalinidad superior y una Tm superior y, por lo tanto, propiedades superiores del material, que se cree que son más apropiadas en el procedimiento de biodegradación.

Una ventaja particular es que el procedimiento, que puede llevarse a cabo a baja presión usando una herramienta ligera, según se describe previamente, puede adaptarse para preparar composiciones conformadas no industrialmente con el uso de una pequeña balanza o unidad de moldeo portátil para uso inmediato, prescindiendo de la necesidad de poner en marcha por adelantado una fuente de fabricación industrial. Esto tiene beneficios claros en términos de adaptar las composiciones conformadas para que se produzcan como un producto no en serie.

Sorprendentemente, se ha encontrado que la PCL es altamente biocompatible con osteoblastos. Por otra parte, a diferencia de la mayoría de los polímeros biodegradables, que tienden a degradarse a través de hidrólisis en masa hasta constituyentes monómeros con una descomposición repentina del material que da como resultado grandes cantidades de productos de degradación que disminuyen el pH del entorno y que producen respuestas inflamatorias/de cuerpos extraños, la PCL se bioerosiona en la superficie, un fenómeno que permite ventajosamente la replicación rápida de células óseas y el remodelado del hueso durante la biodegradación. Típicamente, los osteoblastos se infiltran en la matriz y permiten que se forme el hueso alrededor de las fibras, proporcionando así buena unión del implante y manteniendo la integridad biológica y mecánica. Por otra parte, el uso de PCL como una matriz en un material compuesto de fibras largas debe dar un ámbito significativo para la adaptación de las propiedades mecánicas y de degradación variando el peso molecular de la matriz y la orientación y la fracción de las fibras.

La invención de la solicitud también trata del hallazgo inesperado de que una matriz de PCL, reforzada con fibras largas, se biodegrada a una velocidad inferior y diferencialmente de modo que durante el remodelado óseo, los osteoblastos migran a la matriz de PCL y permiten que se forme la matriz ósea alrededor de la fibra, manteniendo así la integridad mecánica y biológica. Por consiguiente, la biodegradación preferencial observada del material de matriz permite que los osteoblastos se infiltren y se diferencien en osteocitos y crezcan alrededor de las fibras largas, las propias fibras se biodegradan solo después de que el hueso se haya formado y haya recrecido substancialmente. Por lo tanto, el desarrollo de un material compuesto de fibras largas totalmente bioabsorbibles permite que se produzca una degradación bifásica con una velocidad de degradación diferencial entre los componentes de modo que uno se degrada en primer lugar dejando un hueco o una estructura de andamiaje del otro que se absorbería en una fase ulterior.

El material compuesto puede seleccionarse adecuadamente para el crecimiento primario de células seleccionadas de hueso, cartílago o una estructura vascular viva dentro del material compuesto parcialmente degradado, adaptado para el crecimiento adicional de tipos de células restantes para la integración total como un sistema vivo en funcionamiento.

La degradación diferencial de los materiales compuestos de la invención proporciona la continuidad de la integridad mecánica y el mecanismo de degradación preferente pretendido en el que la matriz o las fibras se degradan solo después de la formación ósea o vascular, respectivamente, dentro de la matriz de material compuesto.

La velocidad de degradación de un material puede determinarse por medios conocidos en la especialidad y puede realizarse la selección de materiales respectivos que tienen un diferencial deseado. Es conveniente clasificar los materiales de acuerdo con las velocidades de degradación lenta, media y rápida por lo que la selección de un material que tiene la velocidad apropiada puede hacerse junto con cualesquiera propiedades físicas, mecánicas y químicas deseadas u otras para el uso pretendido.

La matriz o la fibra puede adaptarse para la degradación primaria, adaptándose la otra para la degradación secundaria. Preferiblemente, la matriz se selecciona para la degradación primaria cuando se desea implantar para la reconstrucción de hueso o cartílago o similares. Preferiblemente, la fibra se selecciona para la degradación primaria cuando se desea implantar para la reconstrucción de tejido blando, músculo o similares.

La naturaleza de las fibras también pueden seleccionarse para proporcionar un hueco o una estructura residual deseados adaptados específicamente para promover una estructura vascular/muscular o de hueso/cartílago deseada. Por ejemplo, una preforma de fibras alineadas paralelas de fibras largas continuas creará un hueco o una estructura residual diferente de la de una estera de fieltro o tricotada o tejida de fibras no alineadas cortas, que pueden seleccionarse específicamente para imitar una estructura viva o para proporcionar un andamiaje sobre el que pueda establecerse lo más eficazmente una estructura viva.

Un material compuesto conformado como el definido previamente aquí puede revestirse con o asociarse con o tener embebido en el mismo o estar impregnado con un agente terapéutico apropiado. Preferiblemente, el agente terapéutico es un antibiótico y/o un promotor del crecimiento y/o un suplemento vitamínico que ayuda a la implantación, el crecimiento y la toma de dicha composición curable.

Un material compuesto conformado como el definido previamente aquí puede revestirse con o asociarse con o tener embebido en el mismo o estar impregnado con una población seleccionada de células del paciente y/o de un donante compatible. Preferiblemente, las células se derivan del hueso y/o se derivan del cartílago y/o se derivan del colágeno. La selección de dichas células depende del sitio de implante pretendido y la inclusión de dichas células está destinada a ayudar a la implantación, el crecimiento y la toma de dicha composición curable en el sitio de implantación.

Por otra parte, se ha descubierto mediante la invención un medio para adaptar la geometría del implante exactamente al paciente, mediante el uso de obtención médica de imágenes y moldeo líquido del material compuesto hasta una construcción de características quirúrgicas dimensionalmente exactas.

Será apreciado por los expertos en la especialidad de la reconstrucción quirúrgica que el uso del material compuesto de la invención no pretende estar limitado al uso en áreas óseas de la cara y la calavera sino que se pretende que se use en cualquier parte del cuerpo de un animal o un ser humano que tenga osificación y/o cartílago y/o menisco que requiera la reconstrucción quirúrgica, y así los ejemplos mencionados aquí no pretenden limitar el alcance de la solicitud. Adicionalmente, se apreciará que la cirugía reconstructiva pretende incluir cirugía cosmética y cirugía con propósitos estéticos.

El material compuesto puede impregnarse además con células como las definidas previamente aquí.

En una modalidad adicional, el material compuesto puede usarse como una plantilla para la producción de tejidos in vivo usando técnicas de bioingeniería que son conocidas en la industria. En esta modalidad, la impregnación puede ser con células como las definidas previamente aquí, proteínas inductoras, substancias terapéuticas y similares, y el material compuesto se adapta a continuación para la introducción en un huésped vivo, tal como el cuerpo de un ser humano o un animal o una parte del mismo, y subsiguientemente recoger el material compuesto en estado parcial o substancialmente impregnado y/o degradado y reimplantar en un emplazamiento para la cirugía reconstructora.

El implante puede estar en el músculo para la unión y el crecimiento de células vivas, con recogida subsiguiente en el momento de la cirugía definitiva, por ejemplo en cirugía craneal, maxilofacial, ortopédica y similares, según se define previamente, para proporcionar hueso, cartílago y similares.

En un procedimiento de producción como el descrito previamente, el molde o la herramienta puede comprender una plantilla tridimensional de una imagen tridimensional de una característica o área seleccionada de un paciente para implante. En este caso, el molde o la herramienta puede proporcionarse mediante

(i)

obtención médica de imágenes de una característica o área seleccionada de un paciente complementaria a o simétrica con una característica o área que ha de reemplazarse y/o reestructurarse para obtener datos que comprenden una pluralidad de coordenadas que definen una imagen tridimensional;

(ii)

hacer pasar los datos recogidos de la obtención médica de imágenes a un sistema de traducción que interpreta dichos datos y genera información para transferir dichos datos a un sistema de prototipificación rápida adecuado para generar un molde o una herramienta;

y en donde la fibra comprende fibras continuas largas que son 10^{2}-10^{4} veces mayores en longitud que en diámetro, que proporcionan un refuerzo direccional.

Preferiblemente, el procedimiento incluye el moldeo líquido de un producto hasta un tamaño y una conformación especificados, introduciendo una cantidad adecuada de resina de matriz como la definida previamente aquí, por ejemplo, caprolactona y/o derivados biocompatibles y/o análogos de la misma; fibras como las definidas previamente aquí, por ejemplo refuerzo con fibras largas o continuas direccionales; y catalizador y/o iniciador en un molde bajo condiciones que favorecen la polimerización in situ de la matriz; curado del material compuesto por medios apropiados; retirada del molde de un producto conformado curado y opcionalmente preparación del producto conformado para la introducción en un recipiente por medios apropiados.

En este trabajo, se inyecta monómero de caprolactona catalizado en una cavidad de la herramienta para producir placas de prueba de PCL. Se han producido especímenes con diferentes pesos moleculares y las características físicas y de biocompatibilidad de este material polimerizado in situ se han comparado con PCL disponible comercialmente. El efecto de la esterilización con radiación gamma también se ha investigado ya que este es el procedimiento de esterilización más probable para ser usado para tales implantes. Un sistema de cultivo celular con células óseas derivadas de células óseas craneofaciales (CFC) se ha usado para determinar la biocompatibilidad del material de PCL. Finalmente, materiales compuestos reforzados con fibras largas totalmente bioabsorbibles se han fabricado usando esta técnica de polimerización in situ usando mallas de Vicryl tanto tricotadas como tejidas producidas a partir de un copolímero de poli(ácido láctico)/poli(ácido glicólico) (PLA/PGA).

La invención se describirá ahora, solamente a modo de ejemplo, con referencia a las siguientes figuras, en las que:

(i) La figura 1 representa una representación esquemática de bloques del procedimiento de la invención.

(ii) La figura 2 representa una vista en sección transversal frontal del aparato empleado en la polimerización in situ de policaprolactona.

(iii) La figura 3 representa una vista en sección transversal parcial en perspectiva de un molde de cavidad rectangular de PTFE trabajado a máquina.

(iv) Figura 4 - Curvas de GPC que muestran la distribución de pesos moleculares; a) PCL 75 no esterilizada; b) PCL 75 esterilizada con radiación gamma.

(v) Figura 5 - Módulo de tracción frente a peso molecular para PCL no esterilizada y esterilizada con radiación gamma \boxempty: PCL polimerizada in situ no esterilizada, \medcirc: PCL polimerizada in situ esterilizada con radiación gamma, X: CAPA 650 no esterilizada (valor medio), \medbullet: CAPA 650 esterilizada con radiación gamma (valor medio), \blacksquare: CAPA 650 no esterilizada (valor de Solvay).

Figura 6 - Espectros de H^{1} NMR para PCL 50

Figura 7 - Espectros de H^{1} NMR para CAPA 650

(viii) Figura 8 - Espectros IR de reflexión; a) CAPA 650 b) PCL 50

(ix) La figura 9 muestra una vista en sección transversal de material compuesto de malla de Vicryl tricotada/PCL que muestra que la malla tricotada está completamente integrada con el material de la matriz de PCL. Nótese también la estructura tricotada torsionada de la malla de Vicryl.

(x) La figura 10 muestra un material compuesto de malla de Vicryl tejida/PCL en sección transversal que muestra la estructura tejida de la malla de Vicryl.

(xi) La figura 11 muestra fibras de Vicryl individuales totalmente empapadas y encapsuladas dentro del material de la matriz de PCL.

La figura 12 muestra un ensayo Alamar Blue de CFC sobre PCL de diferentes pesos moleculares después de 48 horas.

Materiales y métodos Modelado de la composición curable

Con referencia a la figura 1, se muestra la cara (1) de un individuo en la que el área 2A representa una característica o área que ha de tratarse quirúrgicamente. El área 2B representa una característica o área complementaria, típicamente simétrica con la característica o área que ha de tratarse. Para adaptar la geometría del implante estrechamente al paciente, se usan exploradores de obtención médica de imágenes (3), tales como CT y/o MRI y/o MMR (o MRI) para proporcionar datos tridimensionales de una característica o área complementaria. En el caso en el que no exista una característica o área complementaria, o no sea adecuada, pueden usarse datos derivados de una imagen compatible o media en el trabajo de la invención. Opcionalmente, los datos de obtención médica de imágenes pueden ser una imagen especular a fin de proporcionar una imagen del lado apropiado.

Los datos de la obtención médica de imágenes se procesan a continuación a lo largo de la flecha B de manera convencional a fin de proporcionar datos en forma correcta para la prototipificación rápida (4). La prototipificación rápida es un medio por el que pueden elaborarse moldes para moldeo líquido, directamente o indirectamente, y será apreciado por los expertos en la especialidad del suministro de implantes que este procedimiento particular no pretende limitar el alcance de la solicitud sino meramente proporcionar un medio por el que pueda producirse un molde (5) preformado. Siguiendo el procedimiento D, el molde (5) cerrado en el que se pone una preforma de fibras sintéticas y/o naturales junto con una cantidad apropiada de caprolactona se somete a continuación a polimerización in situ (6). (Este procedimiento se describirá con más detalle en el texto siguiente). Después de la polimerización y el curado del material de policaprolactona, el molde se retira a lo largo del procedimiento E a fin de proporcionar un producto (7) conformado que durante el rebabado y la preparación se implanta siguiendo el procedimiento F en la posición apropiada de la cara de un individuo (1).

De este modo, es evidente que el procedimiento de la invención requiere múltiples etapas integradas, cuya naturaleza exacta no pretende limitar el alcance de la solicitud sino meramente proporcionar ejemplos de los modos y medios para proporcionar un producto conformado para el trasplante del material compuesto de la invención.

Para uso más general, puede usarse una serie de moldes dimensionados para proporcionar una gama de implantes preformados, placas, dispositivos de fijación y similares, según se definen previamente aquí.

Polimerización in situ de policaprolactona Preparación de Monómero

Monómero de \varepsilon-caprolactona (Solvay Interox, Widnes, Reino Unido) se purificó mediante destilación bajo presión reducida sobre hidruro cálcico recientemente reducido a polvo. El aparato de reacción se esboza en la figura 2. El monómero de caprolactona destilado secado sobre tamices moleculares se cargó a un matraz de 5 bocas, de fondo redondo, de 500 ml, equipado con un agitador de álabes de Teflon, una entrada para nitrógeno gaseoso, una sonda de termopar, una entrada con tabique de caucho y un tubo de salida. Unido en línea con el tubo de salida había un molde de cavidad rectangular de PTFE trabajado a máquina con una junta tórica periférica de nitrilo con la salida del molde unida a una bomba de vacío. El iniciador en forma de 1,4-butanodiol contenido dentro de PCL en polvo de bajo peso molecular (PM 4000) (Capa 240, Solvay Interox) se añadió en la cantidad requerida para dar el peso molecular deseado que se detalla en la tabla 1.

Producción de Polímero y Material Compuesto

La mezcla se calentó hasta 80ºC con un baño de aceite y se agitó bajo nitrógeno durante 2 h. Se añadieron con una jeringa 500 ppm de catalizador de dietilzinc ((C_{2}H_{5})_{2}Zn) como una solución al 15% en peso en tolueno, a través de la entrada de tabique, seguido inmediatamente por agitación vigorosa durante 30 segundos, tiempo durante el cual la cavidad del molde y el recipiente de reacción se evacuaron hasta 0,2 bares absolutos para desgasificar el monómero. La agitación se detuvo y después de 30 segundos-60 segundos adicionales de desgasificación, la presión en el recipiente se incrementó hasta la ambiental, el tubo de entrada del molde se introdujo en el monómero y la presión de nitrógeno se usó para inyectar el monómero catalizado en la cavidad del molde. Durante el llenado de la cavidad los tubos de entrada y salida se cerraron por presión y el molde se calentó en un horno hasta 120ºC durante 18 h. Finalmente, el molde se dejó enfriar hasta temperatura ambiente y el artículo moldeado de PCL polimerizada se retiró del molde. Se usaron dos moldes, uno con dimensiones de la cavidad de 240 x 130 x 3 mm usado para producir material para especímenes de pruebas de tracción y biocompatibilidad y uno más pequeño de 80 x 30 x 3 mm usado para producir los especímenes de material compuesto. Las preformas fibrosas consistían en 12 capas de malla de Vicryl tejida o tricotada (Polyglactin 910 de Ethicon, Edimburgo) cortada para adaptarse a la cavidad del molde y secada a vacío sobre tamices moleculares durante 12 h a 120ºC. El material tricotado tiende a deformarse a la temperatura de modo que se secó mientras estaba sujeto entre placas de aluminio.

Preparación de muestra comparativa

Se obtuvo PCL (CAPA 650, Solvay Interox) en láminas moldeadas por compresión de 3 mm de grosor. Esta es una PCL disponible comercialmente con un Mn nominal de 50.000 y se usó como un material de referencia para comparar con las muestras producidas usando la presente técnica de fabricación in situ.

Se prepararon especímenes para pruebas de tracción trabajando a máquina las láminas de PCL como especímenes de tira rectangular de 40 x 10 x 3 mm usando una fresa perfilada simple de alta velocidad. Se produjeron especímenes de disco para una prueba de biocompatibilidad usando un troquel circular de 10 mm de diámetro. Los especímenes de prueba tanto de tracción como de biocompatibilidad se esterilizaron con radiación gamma usando una dosis de irradiación de 27,8 kGy.

Teniendo en cuenta lo precedente, el siguiente procedimiento es un resumen del procedimiento usado para polimerizar caprolactona in situ:

(i)

Constrúyase la preforma de fibras sintéticas y/o naturales secas hasta la longitud y/o la geometría requeridas, y póngase en el molde.

(ii)

Caliéntese el molde hasta una temperatura adecuada por debajo del punto de fusión/degradación de las fibras y púrguese con nitrógeno seco o similares.

(iii)

Destílese el monómero u oligómero de caprolactona a presión reducida sobre una sal anhidra adecuada tal como hidruro cálcico a fin de retirar impurezas.

(iv)

Caliéntese el monómero de caprolactona hasta una temperatura seleccionada bajo presión reducida a fin de retirar aire atrapado.

(v)

En un recipiente purgado con nitrógeno, añádase una cantidad estequiométrica de un iniciador apropiado tal como 1,4-butanodiol y 50-250 ppm de un catalizador adecuado tal como dietilzinc en tolueno, usando jeringas que se han secado y purgado con nitrógeno. Mézclese a fondo.

(vi)

Usando una bomba peristáltica y un tubo de silicona secado a fondo, bombéese la mezcla de reacción a un molde evacuado que contiene la preforma de fibras biodegradables. Cuando esté lleno, séllense los puntos de entrada y de salida y caliéntese hasta de 100ºC a 140ºC durante un período apropiado hasta que haya tenido lugar la polimerización (los tiempos típicos parecen ser 5 horas).

Rebábese y límpiese el artículo moldeado antes del tratamiento y/o el uso para implantación.

Medidas

Se realizó cromatografía de penetración en gel (GPC Polymer Laboratories) para determinar las distribuciones de pesos moleculares. Se usaron columnas D mixtas calibradas con patrones estrechos de poliestireno (Polymer Laboratories PS-1) con 100 mg de polímero disueltos en 5 ml de cloroformo como la fase móvil.

El módulo de tracción se midió con una máquina para pruebas de tracción Instron 1195 usando un extensómetro eléctrico de mordazas con una longitud del calibre de 10 mm, una celdilla de carga de 5 kN y una velocidad de la cruceta de 1 mm/minuto.

Se efectuó espectroscopía infrarroja de reflexión usando un espectrómetro de FT-IR de Perkin-Elmer sistema 2000.

La H^{1} NMR de la muestra y la comparación se registró en CDCl_{3}, en un FT-NMR Bruker de 300 MHz usando tetrametilsilano como el patrón interno para determinar la similitud de los materiales a través de su estructura electrónica.

Se usó calorimetría de exploración diferencial (DSC) para determinar la temperatura de fusión (Tm) y la cristalinidad de los especímenes de PCL. Un DSC Dupont Instruments 910 calibrado con indio se usó con una temperatura de inicio de -80ºC y una velocidad de calentamiento de 10ºC/minuto.

Prueba de Biocompatibilidad Cultivo Celular

Células similares a osteoblastos craneofaciales (CFC) se derivaron de fragmentos de huesos de calavera de una niña de 14 meses de edad. Este método se basaba en el descrito por Robey y Termaine^{(2)}. Se cortaron fragmentos de hueso en trozos pequeños, no más de 5 mm de diámetro, se enjuagaron en solución salina tamponada con fosfato (PBS) estéril para retirar sangre y residuos, a continuación se cultivaron en placas en cápsulas de plástico de cultivo tisular de 35 mm de diámetro (Falcon, Becton Dickinson Labware, Franklin Lakes, NJ, EE.UU. de A.). Los fragmentos de hueso se cultivaron en Medio de Eagle Modificado de Dulbecco completo (DMEM) complementado con 10% de suero bovino fetal (FBS), 1% de L-glutamina, 1% de aminoácidos no esenciales (NEAA), 2% de tampón Hepes, 2% de penicilina/estreptomicina (todas de Gibco, Paisley, Reino Unido), 150 \mug/l de ácido L-ascórbico (Sigma, Poole, Reino Unido) y
1 \mug/ml de Fungizone (Gibco) y se incubó a 37ºC en atmósfera humidificada con CO_{2} al 5%. Los cultivos de fragmentos de huesos se rastrearon diariamente y el medio de cultivo se cambió cada dos días.

Después de varios días, se formaron cicatrices de células óseas alrededor de los bordes de los pedazos de hueso y las células comenzaron a unirse a continuación al plástico de cultivo tisular y a extenderse. En 2-3 semanas, habían crecido suficientes células óseas de los pedazos de hueso para ser cultivados solos. Los pedazos de hueso se retiraron del cultivo y se digirieron en tripsina al 0,02%/colagenasa al 0,03% en PBS incubada a 37ºC durante 20 minutos, haciendo girar continuamente. Los pedazos de hueso se descartaron y el sobrenadante se centrifugó a 1200 rpm durante 5 minutos para producir un nódulo celular que a continuación se resuspendió en DMEM y se centrifugó de nuevo para eliminar por enjuague la solución de tripsina/colagenasa. El nódulo celular resultante se resuspendió y se volvió a cultivar en placa en un matraz de plástico de cultivo tisular de 25 cm^{2} (Falcon). Las células se hicieron crecer hasta la confluencia y a continuación se hicieron pasar con tripsina al 0,02%/Herpes 0,1 M en PBS. Las células se caracterizaron como similares a osteoblastos mediante técnicas morfológicas, ultraestructurales y bioquímicas, principalmente mediante la expresión de fosfatasa alcalina, un marcador del fenotipo osteoblástico.

Biocompatibilidad

Se sembraron células en discos de polímero irradiados con radiación gamma y no irradiados de diferentes pesos moleculares. Se usaron dos grupos de discos de polímero: se usaron discos de 10 mm de diámetro para la actividad celular y la morfología y discos de 8 mm de diámetro sólo para la determinación morfológica. Se usaron discos de plástico de cultivo tisular o Thermanox® como un ejemplo de un material óptimo y discos de cobre como un ejemplo de un material de escasa biocompatibilidad. Los polímeros no irradiados y los discos de cobre se esterilizaron enjuagando en metanol. Para la significación estadística, 3 muestras de réplica se sembraron para cada tipo de material, junto con 3 materiales no sembrados (blanco). Las células se sembraron en una concentración de 40.000 células por pocillo en una placa de 48 pocillos y se cultivaron durante 48 horas.

Ensayo Alamar Blue

El ensayo Alamar blue (Serotec, Reino Unido) demuestra la actividad metabólica de células mediante la detección de la actividad mitocondrial. Las células incorporan el colorante indicador que se reduce y se excreta como un producto fluorescente. El medio se retiró de las células, las células se enjuagaron en solución salina equilibrada de Earle (EBSS) y a continuación se añadieron a cada pocillo 500 \mul de Alamar Blue:solución salina equilibrada de Hank (HBSS) 1:20. Las placas se incubaron a 37ºC durante 1 hora, la solución se retiró a una placa reciente y 100 \mul de cada solución se leyeron en Cytofluor (PerSeptive Biosystems) a 535 nm de emisión, 590 nm de absorbancia. Los valores del blanco se extrajeron de valores experimentales para eliminar lecturas de fondo.

Estadística

Los valores medios y las desviaciones estándar (SD) se computaron para tres réplicas por muestra. El análisis de la varianza (ANOVA) se calculó junto con la prueba de comparación múltiple de Tukey-Kramer para comprar muestras irradiadas con radiación gamma o no irradiadas de diferentes pesos moleculares. La prueba t de Student se usó para comparar muestras irradiadas con radiación gamma y no irradiadas de los mismos pesos moleculares.

Tinción con Azul de Toluidina

Las células se enjuagaron varias veces en PBS, se fijaron en glutaraldehído al 1,5% en tampón de fosfato 0,1M durante 30 minutos, se enjuagaron con PBS y se tiñeron con azul de toluidina al 1% en tampón de fosfato 0,05M durante 5 minutos. Esta solución se retiró, las células se enjuagaron y se cubrieron con PBS y a continuación podían fotografiarse bajo el microscopio de disección.

Microscopía Electrónica de Exploración (SEM)

Después de la tinción con azul de toluidina, las células se fijaron en tetróxido de osmio durante 30 minutos. A continuación, los especímenes se deshidrataron a través de una serie de alcoholes ascendentes (50%-100%) secados en hexametildisilazano (HMDS) y se dejaron secar al aire antes del revestimiento por bombardeo iónico con oro. Las muestras se observaron a continuación en un SEM Philips 501B.

Resultados Distribución de pesos moleculares

La Tabla 2 da los pesos moleculares y las polidispersidades medidos de las muestras tanto no esterilizadas como esterilizadas con radiación gamma. Existen diferencias significativas entre el Mn teórico y el valor medido, sin embargo, la PCL no muestra una gama de pesos moleculares crecientes en el orden correcto. Medir los pesos moleculares definitivos de la PCL es difícil debido a la falta de un patrón de PCL para la calibración. Obtener una figura más exacta requeriría el uso de técnicas para determinar la viscosidad de la solución. Sin embargo, los resultados muestran tendencias interesantes, en particular la reducción en el Mn y el incremento en el Mw dando una Pd mayor para las muestras esterilizadas por radiación gamma. La figura 4 muestra una comparación de las curvas de GPC para la PCL 75 no esterilizada y esterilizada por radiación gamma que destacan el ensanchamiento del pico debido al incremento en el material de bajo peso molecular. De ahí que sea probable que la radiación gamma esté rompiendo algunas de las cadenas de polímero más largas.

Módulo de Tracción

La figura 5 trata de la variación en el módulo de tracción de la PCL con el peso molecular y los efectos de la esterilización gamma sobre el módulo de tracción. El módulo de tracción disminuye con el peso molecular creciente y existe una disminución notable en el módulo de tracción después de la esterilización gamma. También es este el caso para el material de referencia CAPA 650 que, de forma interesante, tiene un módulo de tracción inferior que el material producido usando la técnica de polimerización in situ. El valor medido del módulo de tracción para el material de CAPA 650 no esterilizada está dentro de 2% del valor dado en la literatura de Solvay Interox^{22}.

Espectros de NMR e IR

Las figuras 6, 7 y 8 muestran los espectros de
H^{1} NMR para el material tanto de PCL 50 como de CAPA 650. Los espectros muestran OCH_{2} a 4,1;

\hbox{CH _{2} -C=O}

a 2,3 y la sección de hidrocarburo a 1,3-1,8 ppm. Los espectros infrarrojos muestran un carbonilo a \sim1750 asociado con el carbonilo en la cadena principal del polímero. Los datos tanto de NMR como de IR están de acuerdo con las muestras de polímero estándar que indican que el material es del mismo tipo. Resultados de DSC

Los resultados de la prueba de DSC se dan en la Tabla 3. Los valores de Tm y cristalinidad están dentro del intervalo esperado para PCL y están de acuerdo con los datos dados por Solvay; sin embargo, repetir las pruebas para material de CAPA 650 tanto no esterilizada como esterilizada con radiación gamma no daba resultados altamente repetibles.

Materiales Compuestos de PCL/Vicryl

Las figuras 9, 10 y 11 son micrografías de SEM de los materiales compuestos. Son claramente visibles las estructuras tricotadas y teñidas de la malla de Vicryl. La figura 11 muestra una sección transversal de uno de los hilos del material compuesto tricotado con las fibras individuales completamente encapsuladas por PCL, demostrando el éxito de la técnica para empapar e infiltrar los haces de fibras.

Biocompatibilidad

La biocompatibilidad de CFC sobre PCL de diferentes pesos moleculares, tanto irradiados con radiación gamma como no irradiados, se determinó midiendo la actividad celular y observando la morfología celular sobre la superficie del polímero después de 48 horas de incubación. Sobre TCP, las células se unieron y se extendieron, formando una capa confluente después de 48 horas. Las células se dispusieron en un modelo turbulento, las células individuales tenían una morfología ahusada larga y delgada. Las células se unían y se extendían con buena morfología sobre PCL de diferentes pesos moleculares. Sobre PCL 25-100, las células tenían una buena morfología similar a la observada sobre TCP. Existía una cobertura celular completa sobre discos de 8 mm de diámetro pero no siempre había una cobertura completa de células sobre la superficie de discos de 10 mm de diámetro. La topografía de la superficie no siempre era consistente y esto puede tener alguna relación con la unión y la extensión celular, y así la actividad. Si estaban presentes grietas sobre la superficie, las células se alineaban a lo largo de ellas. Si había una superficie rugosa las células no se unían. Estaban presentes agujeros sobre la superficie de algunos de los discos de polímero, las células parecen crecer alrededor de ellos o cruzarlos pero no crecer en ellos. Sobre CAPA 650, donde la superficie era muy lisa con algunos agujeros en ella, las células crecían en grupos estrellados con una morfología extremadamente plana, mucho más que sobre TCP o PCL 25-100. No había unión celular sobre los discos de cobre.

La actividad celular se determinó mediante el ensayo Alamar Blue según se muestra en la figura 12. No existía una diferencia significativa en la actividad celular sobre PCL no irradiada de diferentes pesos moleculares y CAPA 650. Todas las muestras tenían una actividad significativamente inferior que TCP y significativamente superior que el cobre y los polímeros de blanco, con la excepción de PCL 50. La actividad celular no era significativamente diferente de PCL 75, 100 y CAPA 650 irradiadas con radiación gamma, todas inferiores que TCP y superiores que el cobre o el polímero de blanco. Sobre PCL 25 y 50 irradiadas con radiación gamma, muy pocas células se habían unido a la superficie y, por consiguiente, la actividad celular era significativamente inferior que sobre PCL 75, 100 y CAPA 650 y no significativamente diferente del cobre o los polímeros de blanco. No había una diferencia significativa entre la actividad celular sobre PCL 75, 100 y CAPA 650 irradiadas con radiación gamma y no irradiadas. La actividad sobre PCL 25 y 50 irradiadas con radiación gamma era significativamente inferior que sobre PCL 25 y 50 no irradiadas.

Análisis

Las investigaciones iniciales sobre el desarrollo de esta nueva técnica de polimerización in situ para PCL han producido excelentes resultados. Los análisis por GPC, NMR e IR han probado que el material tiene propiedades similares a un material de PCL disponible comercialmente usado como referencia.

Los resultados de la prueba de tracción muestran que el material polimerizado in situ tiene un módulo de tracción que depende del peso molecular. El módulo de tracción disminuye con el peso molecular. En todos los casos excepto para el material de PCL 100 esterilizada con radiación gamma, la PLC polimerizada in situ tenía un módulo de tracción superior que la CAPA 650 esterilizada con radiación gamma, indicando que con la presente técnica de fabricación puede obtenerse un módulo de tracción mayor que o comparable con el presente material de referencia.

Los resultados del análisis de IR y NMR indican que el material polimerizado in situ es de una composición química similar al material de CAPA 650. El análisis por GPC ha indicado que pueden obtenerse pesos moleculares similares o mayores que el presente material de referencia con distribuciones de pesos moleculares particularmente estrechas.

Los resultados de biocompatibilidad muestran que las células CFC se unían y se extendían sobre PCL de diferentes pesos moleculares, aunque esto depende algo de la topografía superficial de los discos. Las diferentes topografías superficiales se debían al diferente acabado a máquina sobre las superficies superiores e inferiores del molde de PTFE y el acabado superficial rectificado usado sobre las pletinas de moldeo por compresión para el material de CAPA 650. No existía diferencia en la actividad celular sobre polímeros irradiados con radiación gamma o no irradiados con la excepción de PCL 25 y 50.

Usar esta técnica de polimerización in situ como una variante de RTM para producir materiales compuestos de fibra larga totalmente absorbibles ha producido resultados alentadores. Las fibras de Vicryl parecen empaparse y encapsularse bien dentro de la matriz de PCL dando un material bifásico. Debido a su bajo módulo, las fibras de Vicryl tienen poco efecto de refuerzo. Sin embargo, el uso de una fibra de vidrio bioabsorbible de módulo superior permitirá controlar las propiedades mecánicas del material. El uso de tal técnica de moldeo líquido de alta presión debe permitir la fabricación de implantes específicos para un paciente formados a partir de una herramienta de bajo coste producida directamente a partir de datos de exploración CT usando técnicas de prototipificación rápida.

Conclusiones

Se ha desarrollado un nuevo procedimiento de fabricación para PCL basado en RTM, una técnica establecida para producir materiales compuestos usando matrices termoendurecibles. Las comparaciones preliminares de las propiedades físicas y de biocompatibilidad del material de PCL producido usando este sistema de polimerización in situ en comparación con un material de PCL disponible comercialmente (CAPA 650) han producido resultados alentadores. Los análisis de NMR e IR muestran que la composición química del material polimerizado in situ es la de PCL. El análisis por GPC ha demostrado que el material puede producirse con un peso molecular variable y una distribución de pesos moleculares estrecha. Los resultados de pruebas de tracción indican un módulo de tracción ligeramente superior para el material polimerizado in situ en comparación con la CAPA 650. El efecto de la esterilización mediante irradiación gamma se ha investigado produciendo una distribución de pesos moleculares más amplia y una ligera reducción en el módulo de tracción.

La biocompatibilidad in vitro tanto del material de PCL como de CAPA 650 polimerizada in situ se ha determinado usando osteoblastos derivados de células óseas craneofaciales humanas. El material es altamente biocompatible con estas células que se unirán y se extenderán sobre la PCL y la CAPA 650 tanto irradiadas como no irradiadas. El principal factor que influye en el comportamiento celular parece ser la topografía superficial de las muestras de polímero.

Se han producido materiales compuestos de fibra larga usando mallas de Vicryl tanto tejidas como tricotadas. Las micrografías de SEM muestran que la fibra está completamente empapada y encapsulada por el material de matriz de PCL.

Referencias

1. Rudd, C. D., Kendall, K.N., Long, A. C., Mangin, C.E. Liquid moulding technologies. Woodhead Publishing 1997.

2. Biodegradable CAPA Thermoplastics. CAPA 650 data sheet. Solvay Interox.

Claims (9)

1. Un material compuesto conformado, reforzado con fibras, biodegradable, adecuado para usar como un implante médico que comprende una matriz y fibras, en donde la matriz y las fibras presentan velocidades diferenciales de biodegradación como una función de la naturaleza del material o el peso molecular del mismo, caracterizado porque el material compuesto conformado comprende una preforma fibrosa conformada de distribución, orientación y/o fracción predeterminada de fibras y la matriz se selecciona de polímeros y copolímeros de poliésteres alifáticos, preferiblemente poli-\varepsilon-caprolactona, tal que, durante el uso, la matriz y/o la fibra se biodegradan a través de un producto intermedio que comprende matriz porosa residual o forma fibrosa residual, respectivamente, que proporcionan huecos adecuados para el crecimiento primario de células o que proporcionan un andamiaje residual para la unión y el crecimiento de células.

2. Material compuesto conformado, reforzado con fibra, biodegradable, de acuerdo con la reivindicación 1, en el que la matriz y las fibras comprenden una combinación de materiales en la que se exhibe una velocidad de degradación diferencial tanto dentro como entre la matriz y/o la fibra.

3. Material compuesto conformado, reforzado con fibra, biodegradable, de acuerdo con la reivindicación 1 ó 2, en el que el refuerzo de fibra se selecciona de materiales cerámicos tales como fosfato tricálcico beta y calcio-aluminio (Ca-Al) libre de fosfato, biovidrios tales como la forma vítrea del fosfato cálcico, el metafosfato cálcico (CMP) y el metafosfato cálcico-sódico (CSM), mezclas de sílice, óxido sódico, óxido cálcico y pentóxido de fósforo, y materiales polímeros como los definidos en la reivindica-
ción 1.

4. Material compuesto conformado, reforzado con fibra, biodegradable, de acuerdo con las reivindicaciones 1 a 3, que está revestido con o asociado con o tiene embebido en el mismo o está impregnado con una población seleccionada de células del huésped y/o un donante compatible, preferiblemente derivadas del hueso y/o derivadas del cartílago y/o derivadas de colágeno.

5. Material compuesto biodegradable de acuerdo con la reivindicación 4, que comprende células de crecimiento primario seleccionadas de células de hueso, cartílago y tejido, para proporcionar una estructura de soporte de hueso o cartílago vivo o una estructura vascular viva dentro del material compuesto parcialmente biodegradado, adaptado para un crecimiento adicional de tipos de células restantes para la integración total como un sistema vivo en funcionamiento.

6. Material compuesto biodegradable de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 4 y 5, adecuado como un implante quirúrgico para la reconstrucción de hueso o cartílago o de tejido blando o músculo, caracterizado por la velocidad de degradación primaria de la matriz o de la fibra, respectivamente.

7. Procedimiento para producir un material compuesto conformado, reforzado con fibra, biodegradable, de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, que comprende proporcionar dicha preforma fibrosa conformada que comprende una presentación de fibras de refuerzo en una distribución de fibras regular, irregular o perfilada en una herramienta o un molde;

inyectar en dicha preforma dentro de la herramienta o el molde mencionados una composición que comprende monómeros o comonómeros y/u oligómeros y/o resina de dicha matriz de polímero a fin de retener dicha distribución, orientación y/o fracción de fibras y la conformación del material compuesto; y

polimerizar o polimerizar parcialmente la composición en el molde o la herramienta.

8. Procedimiento de acuerdo con la reivindicación 7, para la producción de un producto conformado, en el que el molde o la herramienta comprende una plantilla tridimensional de una imagen tridimensional de una característica o área seleccionada de un paciente para implante.

9. Procedimiento de acuerdo con la reivindicación 8, en el que el molde o la herramienta se proporciona mediante

(i)

obtención médica de imágenes de una característica o área seleccionada de un paciente complementaria a o simétrica con una característica o área que ha de reemplazarse y/o reestructurarse para obtener datos que comprenden una pluralidad de coordenadas que definen una imagen tridimensional;

(ii)

hacer pasar los datos recogidos de la obtención médica de imágenes a un sistema de traducción que interpreta dichos datos y genera información para transferir dichos datos a un sistema de prototipificación rápida adecuado para generar un molde o una herramienta;

y en el que la fibra comprende fibras continuas largas que tienen 10^{2}-10^{4} veces de más longitud que diámetro proporcionando un refuerzo direccional.