ES2224182T3 - Matriz de transplante oseo. - Google Patents

Abstract

SE PROPORCIONA UNA MATRIZ TRIDIMENSIONAL POROSA BIODEGRADABLE PARA INJERTO OSEO. LA MATRIZ ESTA FORMADA PREFERENTEMENTE DE COLAGENO MINERALIZADO EN EL QUE EL MINERAL COMPRENDE FOSFATO CALCICO PARTICULADO E INMOVILIZADO EN LA MATRIZ Y CUYAS PARTICULAS POSEEN UN TAMAÑO DE 5 MICRONES O MENOS.

Description

Matriz de transplante óseo.

La invención se refiere a materiales útiles para la reparación de huesos.

Se han estudiado un número de materiales para iniciar la reparación de huesos y/o para restaurar o reemplazar el hueso perdido para resolver el problema de la estimulación de la formación de hueso en lugares específicos.

Entre los enfoques usados para resolver este problema se encuentra un procedimiento conformacional por el que se inserta un material de implante, normalmente hecho de metal metálico u otro material inorgánico en una forma que pretende simular la forma del hueso perdido en el lugar en el que se requiere la sustitución del hueso. Hay un riesgo de que el huésped rechace el material o haya un fallo de integración del implante con el tejido esquelético normal. Algunos materiales cerámicos, tales como el fosfato de tricalcio cerámico, aunque sean aceptablemente biocompatibles con el huésped y el hueso, cuando se usan como un implante dan lugar a falta de propiedades mecánicas suficientes de hueso para una utilidad general y el hueso no crece de forma consistente ni comienza a incorporarse dentro del implante.

Otro enfoque incluye la sustitución del tejido óseo perdido con una matriz que funciona como un soporte dentro del cual puede tener lugar el crecimiento del hueso nuevo. La teoría es que la matriz atrae a las células comprometidas con una ruta osteogénica y el nuevo hueso crece en y a partir de la matriz mediante el procedimiento denominado como osteoconducción. Se usan para este procedimiento transplantes de hueso alogeneico (hueso no del huésped), sin embargo hay una tasa de fallos sustancialmente alta. Incluso cuando se aceptan los transplantes de hueso alogeneico por parte del huésped, los periodos de curación para consolidación y la capacidad de estrés mecánico son comparativamente de larga duración en comparación con el transplante de hueso autogéneico (hueso del huésped). El uso de hueso alogeneico también provoca la propagación de agentes virales transmisibles.

Un tercer procedimiento incluye el procedimiento conocido como osteoinducción, el cual tiene lugar cuando un material induce el crecimiento del hueso nuevo a partir de células de tejidos no diferenciadas del huésped, normalmente en torno a una matriz temporal. Demuestran tener tal capacidad un número de compuestos. Véanse por ejemplo las patentes de Estados Unidos nº 4.440.750 de Glowacki, 4.294.753 y 4.455.256 de Urist y 4.434.094 y 4.627.982 de Seyedin y col. Los más efectivos de estos compuestos parecen ser las proteínas que estimulan la osteogénesis. Sin embargo, cuando se sintetizan a partir de fuentes naturales se encuentran presentes en concentraciones extremadamente bajas y requieren grandes cantidades de material de partida para obtener incluso una cantidad mínima de material para experimentación. Las disponibilidad de tales proteínas mediante procedimientos recombinantes puede hacer eventualmente de valor más práctico el uso de tales proteínas per se. Sin embargo, tales proteínas necesitarán probablemente ser liberadas en el lugar deseado en una matriz apropiada.

Se han descrito composiciones que contienen colágeno y distintas formas de fosfato de calcio dirigidas a la curación y crecimiento óseo.

La patente nº 5.338.772 de Bauer y col. describe un material compuesto que contiene partículas cerámicas de fosfato de calcio y un polímero bio-absorbible en donde el material cerámico de fosfato de calcio es al menos un 50% en peso y las partículas están unidas mediante puentes poliméricos. Se describe que las partículas cerámicas de fosfato de calcio presentan un tamaño de aproximadamente 20 micrómetros a aproximadamente 5 mm.

La patente nº 4.795.467 de Piez y col. describe una composición que comprende partículas minerales de fosfato de calcio mezcladas con colágeno fibrilar reconstituido con atelopéptidos. Se describe que las partículas de mineral de fosfato de calcio presentan un tamaño en el intervalo de 100 a 2.000 micrómetros.

La patente nº 4.780.450 de Sauk y col. describe una composición para la reparación de huesos que comprende un material cerámico de fosfato de calcio policristalino particulado, una sal de calcio de fosfoforina y un colágeno de tipo I en una proporción en peso de 775-15:3-0,1:1. Se describe que las partículas cerámicas son hidroxiapatito denso de aproximadamente 1 a 10 micrómetros de diámetro o partículas cerámicas de hidroxiapatito densas de mayor tamaño, mayores de aproximadamente 100 micrómetros de diámetro.

La solicitud PCT WO 94/15653 de Ammann y col. describe formulaciones que comprenden fosfato de tricalcio (TCP), TGF-\beta y, de forma opcional, colágeno. Se describe que TCP es un vehículo de liberación para el TGF-\beta, de modo que el TCP es de tamaño de partícula superior a 5 micrómetros y preferiblemente superior a aproximadamente 75 micrómetros. Se describe que el intervalo más preferido para el tamaño de los gránulos de TCP es de 125 - 250 micrómetros.

La solicitud PCT WO 95/08304 describe partículas de precursor poliminerálico de hidroxiapatito mezcladas con colágeno no soluble. El tamaño de partícula de las partículas de precursor poliminerálico se encuentran en el intervalo de 0,5 micrómetros a 5 micrómetros. Los minerales precursores se transforman en hidroxiapatito mediante hidrólisis, y se cree que procedimiento funde el mineral para formar hidroxiapatito monolítico.

La memoria descriptiva de la patente británica 1.271.763 de FMC Corporation describe complejos de fosfato de calcio y colágeno.

Sumario de la invención

Se proporciona una matriz de transplante óseo de acuerdo con la reivindicación 1, la cual es porosa y mantiene la integridad estructural y porosidad tras el implante durante un periodo de tiempo suficiente para llevar a cabo el procedimiento de sustitución ósea. La matriz comprende colágeno no soluble fibrilar mineralizado, derivado de colágeno o gelatina modificada, ligados con un aglutinante. Los minerales comprenden fosfato de calcio particulado inmovilizado dentro de la matriz y presentan un tamaño de partícula inferior a aproximadamente 5 micrómetros. El producto resultante se liofiliza, se reticula, se seca y se esteriliza para formar una matriz porosa. La matriz se puede usar como un material de transplante y/o un vehículo de liberación para el factor de crecimiento osteogénico. La matriz se puede mezclar con médula ósea autógena e implantarse para la regeneración ósea.

Descripción de las realizaciones específicas

La matriz de transplante óseo se prepara usando un colágeno, derivado de colágeno o gelatina modificada biodegradable insoluble en agua. La gelatina se modificará para ser insoluble en ambientes acuosos. El colágeno puede provenir de fuentes de colágeno mineralizadas o no mineralizadas, normalmente fuentes de colágeno no mineralizadas. Así pues, el colágeno puede provenir de huesos, tendones, piel o similares, preferiblemente colágeno del tipo I que incluye una combinación de dos filamentos de cadenas de colágeno \alpha_{2} y uno de colágeno \alpha_{1}. El colágeno puede ser de una fuente joven, por ejemplo, ternera, o una fuente madura, por ejemplo vaca de dos o más años. La fuente de colágeno puede ser de cualquier fuente animal conveniente, mamífero o avícola, y puede incluir fuente bovina, porcina, equina, pollo, pavo u otra fuente doméstica de colágeno. El tejido colagenoso insoluble que se emplea estará normalmente dispersado en un medio a un pH elevado, normalmente al menos aproximadamente a pH 8, más normalmente aproximadamente a pH 11 - 12. Por lo general, se usa hidróxido de sodio, si bien se pueden usar otros hidróxidos, tal como otros hidróxidos de metal alcalino o hidróxido de amonio.

Se puede usar colágeno nativo de acuerdo con la presente invención. El colágeno nativo contiene regiones en cada extremo que no presentan la secuencia de glicina triple. Se piensa que estas regiones (los telopéptidos) son responsables de la inmunogenicidad asociada con la mayoría de las preparaciones de colágeno. La inmunogenicidad se puede mitigar mediante la eliminación de estas regiones para producir colágeno atelopéptido mediante la digestión con enzimas proteolíticas, tal como tripsina y pepsina.

La concentración de colágeno para mineralización estará en general en el intervalo de aproximadamente un 0,1 a un 10 por ciento en peso, más normalmente de aproximadamente un 1 a un 5 por ciento en peso. El medio de colágeno estará por lo general a una concentrado de la base en el intervalo de aproximadamente 0,0001 a 0,1 N. Se mantiene por lo general el pH durante el curso de la reacción en el intervalo de aproximadamente 10 - 13, preferiblemente aproximadamente a 12.

Se usa preferiblemente colágeno fibrilar insoluble y se puede preparar mediante procedimientos rutinarios. De forma típica, este se puede conseguir mediante mezclado en primer lugar con isopropanol (IPA), éter dietílico, hexano, acetato de etilo u otro disolvente adecuado, y separación del colágeno. El pH se reduce de forma típica a aproximadamente 3, luego se enfría hasta aproximadamente 4ºC, y se deja hinchar. La suspensión resultante se puede homogeneizar hasta que se consiga la viscosidad deseada.

La suspensión homogeneizada se mezcla con disolvente, se agita, y se sube el pH hasta aproximadamente 7. Se separa el colágeno fibrilar, se lava con agua desionizada y se liofiliza. Para producir colágeno fibrilar mineralizado se pueden homogeneizar las fibrillas de colágeno insolubles purificadas, colocar en un reactor en el que se introducen cloruro de calcio (típicamente 0,05m) y fosfato de sodio tribásico (típicamente, 0,03m) a una velocidad controlada con agitación. Se usa hidróxido de sodio para ajustar el pH a 11,0 \pm 0,5 como sea necesario durante este procedimiento. Después de la mineralización se lava el colágeno con agua desionizada o tampón de fosfato, se combina con el aglutinante y se ajusta el pH en un intervalo de 7,5 \pm 1,5. Se describe un procedimiento de adición de iones fosfato y calcio en la patente de Estados Unidos 5.231.169.

El fosfato de calcio puede contener otros iones, tales como carbonato, cloruro, fluoruro, sodio o amonio. La presencia de carbonato da lugar a un producto que presenta las propiedades de la dahlita (hidroxiapatito carbonatado), mientras que el fluoruro da lugar a un producto que presenta las propiedades del apatito fluorado. El % en peso de carbonato no excederá normalmente de 10, mientras que el % en peso de fluoruro no excederá normalmente de 2, preferiblemente se encontrará en el intervalo de 0 a 1. Estos iones pueden estar presentes junto con la fuente de calcio y/o fosfato en tanto los iones sean compatibles y no den lugar a la precipitación en las soluciones reactivas. La velocidad de adición de los iones de calcio y fosfato es por lo general de aproximadamente una hora y no superior a aproximadamente 72 horas con el fin de conseguir que el tamaño de partícula sea aproximadamente de 5 micrómetros o inferior. Por lo general, el periodo de adición se encuentra en el intervalo de aproximadamente 4 a 18 horas, más normalmente, en el intervalo de aproximadamente 4 a 16 horas. Se emplean temperaturas suaves, normalmente no superiores a aproximadamente 40ºC, preferiblemente en el intervalo de aproximadamente 15º a 30ºC. La proporción en peso de colágeno a mineral de fosfato de calcio estará por lo general en el intervalo de aproximadamente 8:2 a 1:1, y de forma típica será aproximadamente 7:3.

Se pueden incluir otras proteínas o factores no colagenosos, tales como BMP, TGF-\beta, calcitonina etc. en la matriz mediante la adición a la suspensión de colágeno, antes o a continuación de la adición de calcio y fosfato. Las cantidades de tales aditivos estarán por lo general en el intervalo de aproximadamente un 0,0001 a un 2% en peso en base al biopolímero usado como la matriz, tal como colágeno. La proteína añadida puede combinarse con el mineral cuando este se forme sobre el colágeno, uniendo la proteína añadida al colágeno.

La cantidad de colágeno presente en el producto mineralizado será por lo general de aproximadamente un 80% a un 30%.

De forma alternativa, las partículas de fosfato de calcio inmovilizadas se pueden incluir en la matriz mediante mezclado de las partículas con el aglutinante usado para unir las fibrillas de colágeno.

Para formar una matriz de transplante óseo de tres dimensiones porosa, las fibras de colágeno mineralizado se mezclan con un aglutinante.

Preferiblemente, se usa como aglutinante colágeno soluble purificado mezclando en primer lugar colágeno soluble con un disolvente, tal como isopropanol (IPA), y aislamiento del colágeno. El pH se reduce hasta aproximadamente 3,0, luego, cuando se disuelve el colágeno, el pH sube hasta 5,0, se lava dos veces con el disolvente, se lava con agua desionizada, se tamiza y se liofiliza.

Otros aglutinantes que se pueden usar incluyen, pero sin limitarse a estos, gelatina, ácido poliláctico, ácido poliglicólico, copolímeros de ácidos láctico y glicólico, policaprolactona, carboximetilcelulosa, ésteres de celulosa (tales como los ésteres de metilo y etilo), acetato de celulosa, dextrosa, dextrán, quitosán, ácido hialurónico, ficol, sulfato de condroitina, poli(alcohol vinílico), poli(ácido acrílico), polipropilenglicol, polietilenglicol, polímeros de metacrilato o acrilato solubles en agua.

Para preparar la matriz porosa, se añade el aglutinante de colágeno soluble preferido a una suspensión de colágeno mineralizado y se combina. Preferiblemente, se usa una proporción de aproximadamente un 10% (en relación peso/peso) de colágeno soluble a insoluble. El pH se ajusta a 7,5 \pm 0,5, según se necesite. Cuando se consigue la cantidad deseada de mezcla, la dispersión se congela de -20ºC a -80ºC.

La suspensión congelada se liofiliza. La matriz porosa se puede reticular para mejorar la estabilidad física, aumentar el tiempo de resorción de la matriz y facilitar la manipulación del producto final. La matriz liofilizada se reticula preferiblemente usando glutaraldehído en solución (típicamente un 0,01%) o vapor. Si se usa una solución, después de la eliminación del reactivo en exceso, se deshidrata la matriz mediante liofilización. La matriz porosa se puede formar también mediante filtración de la suspensión de fibras de colágeno mineralizado y aglutinante para formar una red. La red seca se puede entonces reticular.

Se puede conseguir la estructura porosa también mediante mezclado de las fibras de colágeno mineralizado, aglutinante y partícula lixiviable (sales solubles, tal como el cloruro de sodio) y/o sólidos de alta presión de vapor que se pueden eliminar posteriormente mediante sublimación. La suspensión se puede secar, luego se pueden eliminar las partículas lixiviables o sublimables para formar la estructura porosa. La matriz porosa puede reticularse.

Otros beneficios de una matriz reticulada incluyen mayor tiempo de residencia en implante y conservación de la forma (no fragmentación del implante).

Se pueden usar otros procedimientos y agentes de reticulación, tales como el formaldehído, sales de cromo, diisocianatos, carbodiimidas, cloruros de ácido difuncional, anhídridos difuncionales, succinimidas difuncionales, dibromoisopropanol, epiclorohidrina, diepóxidos, reticulantes deshidrotermales, radiación UV en seco o radiación de haz de electrones o gamma en solución acuosa.

La esterilización del producto final se puede llevar a cabo usando radiación gamma, radiación de haz de electrones, calor en seco u óxido de etileno.

Una ventaja de la presente invención es que las fibrillas de colágeno y el mineral de fosfato de calcio inmovilizado forman una matriz particularmente ventajosa para la sustitución o crecimiento del hueso. La matriz conserva su integridad física durante un periodo de al menos aproximadamente tres días tras el implante y mantiene su porosidad durante un periodo de aproximadamente siete a catorce días tras el implante en un ambiente fisiológico en el que tiene lugar la sustitución del hueso. Por integridad física se entiende que se conserva la forma y tamaño de la matriz implantada de forma sustancial. Esto contrasta con las composiciones que, de forma inmediata o en poco tiempo tras el implante, colapsan en una masa no porosa amorfa. Es ventajoso que la matriz también conserve su porosidad, lo cual es importante para el proceso de sustitución o aumento del hueso.

La matriz de acuerdo con la presente invención se biodegradará o será absorbida eventualmente, de modo que la porosidad e integridad física no se pueda conservar más allá del periodo de limitación. Este procedimiento lleva normalmente, como media, de aproximadamente 2 a aproximadamente 12 semanas, y depende, por supuesto, del tamaño de la matriz que se implante. Sin embargo, en tanto el periodo después del cual se ha completado la absorción o biodegradación de la matriz no haya transcurrido antes del proceso de sustitución o aumento óseo, la velocidad de biodegradación será suficiente.

Es un aspecto de la presente invención que los minerales de fosfato de calcio, presentes típicamente como hidroxiapatito, estén inmovilizados sobre la matriz, en oposición a encontrarse libremente móviles en toda la matriz. Se ha encontrado que el mineral de fosfato de calcio de acuerdo con la presente invención está inmovilizado dentro de la matriz y consiste en partículas que presentan un tamaño medio de aproximadamente cinco micrómetros o menos. El tamaño de partícula de un material puede alterar la interacciones biológicas cuando se implanta, lo cual puede afectar la respuesta del tejido al material. La respuesta celular puede verse alterada en cuanto a que las células fagocíticas, tales como las células gigantes y los macrófagos sean más prominentes en torno a los materiales particulados, frecuentemente formando granulomas. Las partículas suficientemente pequeñas para ser fagocitadas, de aproximadamente 3 a 5 micrómetros o menos de tamaño, son recogidas por las células fagocíticas las cuales estimulan además una reacción localizada del tejido. Por ejemplo, se observa durante la curación del hueso que se encuentra particulado con debris asociado con las articulaciones artificiales en los macrófagos de tejido adyacente y está asociado con una mayor resorción ósea en modelos animales de forma dependiente a la dosis ("Macrophage/particle interactions: effect of size, composition, and surface area", "Interacciones macrófago/partícula: efecto del tamaño, composición y área superficial", Shanbhag AS y col., J. Biomed. Mater. Res. 28(1), 81 - 90 (1994)). Se trata por tanto de una ventaja de la invención que el mineral de fosfato de calcio inmovilizado se libere en el tiempo como partículas de 5 micrómetros o inferiores, un tamaño ideal para ser recogido por las células fagocíticas. Se trata de una ventaja adicional de la invención que se controle cualquier liberación de partículas de mineral de fosfato de calcio, lo cual es una consecuencia de estar el mineral inmovilizado dentro de la matriz. Las ventajas del tamaño de partícula e inmovilización se muestran en el ejemplo III a continuación.

El material de transplante óseo presenta aplicación como un material de transplante óseo osteoconductivo para la fusión de la médula espinal, relleno de defectos en huesos, reparación de fracturas y defectos de transplantes periodontales. Mediante la combinación de la composición sujeto de la presente invención con un material osteogénico, tal como el hueso autógeno o médula ósea aspirada antóloga, o factores de crecimiento óseo osteoinductivos, BMP, calcitonina u otros factores de crecimiento se puede aumentar adicionalmente la inducción y crecimiento óseo. La matriz también proporcionar un sustrato al que se pueden unir los factores de crecimiento, de modo que los factores producidos por el huésped o introducidos por medios externos se pueden concentrar en la matriz. Las composiciones sujeto de la presente invención encuentran aplicación en la reparación de fracturas, reconstrucción maxifacial, fusión de la médula espinal, reconstrucción de articulaciones y otros usos quirúrgicos ortopédicos.

Se proporcionan los ejemplos siguientes mediante ilustración y no se pretende que limiten la invención en modo alguno.

Ejemplo I

La matriz de colágeno mineralizada de acuerdo con la invención se implanta en los defectos generados en los huesos parietales de ratas de 8 semanas de edad. Se llevan a cabo ensayos histológicos a los 14 y 28 días. Después de 14 días se observa crecimiento del hueso desde el extremo cortado del defecto dentro la matriz de colágeno. El hueso enlazado recién formado rodea las piezas de la matriz residual y las zonas de tejido conectivo perdido en las que la vascularización es evidente. A los 28 días ha tenido lugar una remodelación significativa, con osteocitos presentes a lo largo de todo el hueso nuevo. Las cavidades de tejido conectivo vistas a los 14 días disminuyen de tamaño en tanto continúa el crecimiento del hueso.

Ejemplo II

Se implanta la matriz de colágeno mineralizado con fosfato de calcio del ejemplo I con la adición de médula ósea en conejos blancos de Nueva Zelanda macho maduros (de 3,7 a 4,1 kilogramos). Se hace una incisión longitudinal sobre la superficie media anterior del antebrazo derecho para dejar expuesto el radio. Se genera un defecto crítico mediante la eliminación de un segmento de 1,5 centímetros del radio usando un taladro neumático. Se proporciona irrigación durante la osteotomía para minimizar el sobrecalentamiento y daño al hueso. El defecto se rellena con la matriz de colágeno mineralizado mezclado con la médula ósea o con transplante autógeno. La médula ósea se aspira desde la tibia del mismo animal. El transplante autógeno se trataba de hueso canceloso cultivado de la cresta iliaca similar al actual procedimiento de aumento o transplante de hueso. Tras el proceso quirúrgico se observan diariamente los animales, y se toman radiografías del radio operado cada dos semanas durante las primeras ocho semanas y cada mes hasta la necropsia a las 12 semanas. Se programó la supervivencia de los conejos durante 12 y 24 semanas tras el proceso quirúrgico.

En la necropsia se extrajeron los radios derecho e izquierdo y se evaluó el radio operado en cuanto a señales evidentes de curación (formación de callos y unión). El examen incluyó la presencia de hueso que indicase una unión o la presencia de cartílago, tejido blando o grietas en el defecto que indicasen una posible unión inestable.

Luego se fijaron los radios en formalina tamponada neutra al 10% y se procesó para evaluaciones histológicas y morfométricas.

Se tomaron radiografías a las 0, 2, 4, 6, 8 y 12 semanas indicando una respuesta a la curación robusta tan pronta como dos semanas y los sitios de defecto continuaban en mejora y remodelación hacia la reconstitución de las cortezas naturales del radio. La curación progresiva observada era acorde entre los grupos tratados con matriz de colágeno con fosfato de calcio y el grupo de control con auto-transplante. Había poca diferencia en las uniones radiográficas entre los dos grupos interrelacionados.

En estudios preliminares, se había mostrado que los defectos quedaban huecos o no tratados (control negativo) conteniendo poco o ningún hueso nuevo. En este ensayo el auto-transplante (control positivo) formó una unión ósea estable. Los defectos tratados con colágeno con fosfato de calcio que incluía médula ósea también demostraron la formación de puentes de unión estables con el nuevo hueso comparable a lo observado con el auto-transplante.

Ejemplo III

(Ejemplo comparativo)

Se prepara un lote de mineral de fosfato de calcio sin la adición de colágeno. Se cultiva, se lava y se liofiliza el mineral hasta un polvo seco. La espectroscopia por infrarrojos mostró que se trataba de hidroxiapatito.

Se prepara una matriz mixta mediante mezclado de fibras de colágeno fibrilar insoluble con colágeno soluble en una proporción en peso 9/1, con un contenido en sólidos totales de un 4% en peso. Se mezcla la suspensión de forma manual y se añade el mineral libre para llegar hasta un 25% de sólidos totales. Se vierte la suspensión en moldes de teflón de 2 pulgadas cuadradas hasta una profundidad de aproximadamente 5 mm, se congela a -80ºC y se liofiliza. La matriz seca se reticula usando glutaraldehído durante 30 minutos, se lava, y se re-liofiliza. La matriz resultante era de aproximadamente 4 mm de espesor, y se toman muestras con punzón de 8 mm de diámetro desde la matriz para el implante. Para comparación, se usa un lote recién preparado de colágeno mineralizado (mineral inmovilizado) con un contenido en ceniza de un 28% en peso para implantes punzados de 8 mm de diámetro.

Los implantes se colocan subcutáneamente en la aponeurosis torácica, con dos materiales de implante del mismo tipo de forma bilateral en cuatro ratas en cada uno de los puntos temporales de implante de 3, 7 y 14 días. En la necropsia se valoraron los implantes en cuanto a reacción del tejido, y se tomaron bloques de tejido para examen histológico. Se examinaron en cada animal las secciones marcadas con H&E del implante y del tejido próximo en cada punto de tiempo para caracterizar la reacción y la integración del tejido.

Observaciones en la necropsia

1

Las observaciones clínicas en la necropsia indican una respuesta mucho más inflamatoria y efecto de degradación sobre la formulación mixta en comparación con el colágeno mineralizado inmovilizado en el modelo de implante subcutáneo en rata. Las observaciones describen un implante pastoso a los tres días. En los días siete y 14, se observa un implante espesa, probablemente debido a la respuesta dramática de la cápsula fibrosa de la formulación mixta tal como se observa histológicamente. Comparativamente, la formulación con mineral inmovilizado demostró un tejido próximo limpio y una apariencia de implante normal en todos los tres puntos de tiempo.

El examen histológico mostró que la formulación mixta dio lugar a una alto grado tanto de inflamación aguda como crónica, como se demostró mediante la actividad PMN tardía (14 días) y la actividad de las células gigantes temprana (3 días). Las células gigantes indican que la actividad fagocítica se organiza probablemente en respuesta a la gran cantidad de partículas de mineral asociadas desprendidas. Se observa aún invasión fibroblástica y no había evidencias de necrosis de tejido.

Por el contrario, la formulación con partículas de mineral inmovilizadas sobre las fibras de colágeno demuestra una reacción de implante - tejido más típica. En el punto de tiempo de los tres días se observa inflamación aguda que deriva rápidamente a una reacción al implante más crónica a los siete días, con inflamación solo moderada mientras tiene lugar la invasión fibroblástica y la neovascularización en la periferia del implante. A los 14 días se hacen visibles las señales de mayor inflamación, quizás indicativas de liberación de mineral adicional desde las fibras de colágeno debido a la degradación del colágeno.

La formulación mixta de colágeno y componentes de mineral de hidroxiapatito demuestra un respuesta inflamatoria aguda significativa en implantes subcutáneos en rata. La inmovilización del componente mineral en la composición de colágeno mineralizada parece reducir la biodisponibilidad del mineral, reduciendo la inflamación mientras continua para soportar la integración del tejido durante la curación de la herida.

Claims (17)

1. Una matriz biodegradable porosa para la sustitución de hueso que conserva la integridad física durante un periodo de al menos aproximadamente tres días después del implante y su porosidad durante un periodo de aproximadamente siete a catorce días después del implante en un ambiente fisiológico en el que tiene lugar la sustitución del hueso, comprendiendo una red de fibras de biopolímero insoluble y mineral de fosfato de calcio inmóvil; caracterizada porque dicha red está unida con un aglutinante y en donde dicho mineral consiste en partículas que presentan un tamaño medio de cinco micrómetros o menor.

2. Una matriz de acuerdo con la reivindicación 1, en la que dicho aglutinante se selecciona del grupo constituido por colágeno insoluble, gelatina, ácido poliláctico, ácido poliglicólico, copolímeros de ácidos láctico y glicólico, policaprolactona, carboximetilcelulosa, ésteres de celulosa, dextrosa, dextrán, quitosán, ácido hialurónico, ficol, sulfato de condroitina, poli(alcohol vinílico), poli(ácido acrílico), polipropilenglicol, polietilenglicol, poliacrilatos solubles en agua y polimetacrilatos solubles en agua.

3. Una matriz de acuerdo con la reivindicación 1, en la que dicho biopolímero comprende colágeno fibrilar.

4. Una matriz de acuerdo con la reivindicación 1, en la que dicho mineral comprende hidroxiapatito.

5. Una matriz de acuerdo con la reivindicación 1, en la que dicho mineral se libera como partículas en dicho ambiente fisiológico durante la sustitución con hueso en un perfil de liberación en el tiempo que conserva dicha integridad física y porosidad, respectivamente para dichos periodos respectivos de tiempo.

6. Una matriz de acuerdo con la reivindicación 3, en la que dicho colágeno y fosfato de calcio mineralizado se encuentran en la forma de colágeno mineralizado que contiene de aproximadamente un 30 a un 80% en peso de colágeno.

7. Una matriz de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6 que comprende además células de médula ósea.

8. Una matriz de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6 que comprende además hueso autógeno.

9. Una matriz de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6 que comprende además uno o más factores de crecimiento óseo.

10. Una matriz de acuerdo con la reivindicación 1, en la que dicho mineral de fosfato de calcio se encuentra inmovilizado sobre dichas fibras.

11. Un procedimiento de preparación de una matriz de transplante óseo biodegradable porosa, que comprende las etapas de:

a) formación de una dispersión que comprende un biopolímero biodegradable insoluble en agua, un aglutinante soluble en agua y mineral de fosfato de calcio particulado inmovilizado por dicho aglutinante o biopolímero;

b) formación de dicha dispersión dentro de una matriz porosa;

c) reticulación de dicha matriz porosa;

en el que dicho mineral consiste en partículas que presentan un tamaño medio de cinco micrómetros o menor.

12. Un procedimiento de acuerdo con la reivindicación 11, en el que dicha etapa b) comprende la congelación y liofilización de dicha dispersión.

13. Un procedimiento de acuerdo con la reivindicación 11, en el que dicha dispersión comprende además partículas lixiviables y dicha etapa b) comprende el secado de dicha dispersión y el lixiviado de dichas partículas para formar dicha matriz.

14. Un procedimiento de acuerdo con la reivindicación 11, en el que dicha dispersión comprende además partículas sublimables y dicha etapa b) comprende el secado de dicha dispersión y la sublimación de dichas partículas para forma dicha matriz.

15. Un procedimiento de acuerdo con la reivindicación 11, en el que dicho biopolímero insoluble en agua biodegradable comprende fibrillas de colágeno.

16. Un procedimiento de acuerdo con la reivindicación 11, en el que dicho aglutinante comprende colágeno soluble.

17. Un procedimiento de acuerdo con la reivindicación 11, en el que dicho mineral comprende hidroxiapatito.