ES2256273T3

ES2256273T3 - Injerto oseo sintetico poroso y metodo de fabricacion del mismo.

Info

Publication number: ES2256273T3
Application number: ES01953223T
Authority: ES
Inventors: Wei Jen Lo
Original assignee: Orthogem Ltd
Current assignee: Orthogem Ltd
Priority date: 2000-08-04
Filing date: 2001-07-27
Publication date: 2006-07-16
Anticipated expiration: 2021-07-27
Also published as: US7094371B2; CN1209170C; CA2417895A1; PT1305056E; EP1305056A1; DE60116103T2; ATE313345T1; EP1305056B1; US20030171822A1; AU2001275715B2; DE60116103D1; WO2002011781A1; AU7571501A; CN1446109A; JP5154729B2; DK1305056T3; JP2004505677A; CA2417895C

Abstract

Proceso para preparar hueso artificial el cual comprende: (i) se prepara una mezcla de un polvo cerámico biocompatible finamente dividido, un aglutinante orgánico y una levadura en un líquido inerte para formar un cuerpo y provocar que por lo menos parte de la levadura se alinee a lo largo de un eje común, (ii) se conforma opcionalmente el cuerpo resultante, (iii) se deja que la levadura forme una estructura porosa en el cuerpo, (iv) se calienta el cuerpo conformado a una temperatura suficiente para fijar la estructura porosa y (v) se calienta adicionalmente el cuerpo para eliminar residuos de aglutinante orgánico y levadura y para amalgamarlo.

Description

Injerto óseo sintético poroso y método de fabricación del mismo.

La invención se refiere a la fabricación de hueso sintético en forma de un bloque poroso a partir de fosfato de calcio u otro polvo cerámico. Más particularmente, la invención se refiere a un proceso nuevo de fabricación para crear un injerto óseo sintético satisfactorio con una estructura porosa controlable. Este se puede usar para sustituir el autoinjerto y el aloinjerto en cirugías ortopédicas incluyendo procedimientos de reparación de vértebras, reconstrucción musculoesquelética, reparación de fracturas, reconstrucción de cadera y rodilla, procedimientos de aumento óseo y cirugía oral/maxilofacial.

Actualmente el mercado europeo de los injertos óseos está dominado por los autoinjertos (hueso tomado de una parte del cuerpo y transferido a otra parte del mismo individuo) y los aloinjertos (hueso tomado de un individuo y transferido a un individuo diferente). En un procedimiento de autoinjerto, los injertos óseos se toman del paciente, típicamente de la pelvis. Se deben realizar dos operaciones simultáneamente. El paciente se beneficia de disponer de células vivas, compatibles, trabajando en el área defectuosa. No obstante, los inconvenientes pueden ser significativos. Entre los mismos se encuentran el dolor crónico, frecuentemente debilitante, que resulta de la operación de extracción, la pérdida de sangre, el riesgo de infección, y permanencia y tiempo de recuperación más prologados en el hospital. La segunda cirugía constituye también un incremento sustancial en el coste económico.

Habitualmente, un procedimiento de aloinjerto usa hueso de un cadáver. Aunque esta opción elimina la necesidad de un segundo procedimiento quirúrgico, el hueso injertado puede ser incompatible con el hueso huésped y finalmente puede ser rechazado. Además, el aloinjerto plantea un riesgo ligero aunque problemático de introducción, en el paciente, de una variedad de virus, incluyendo los correspondientes que provocan SIDA o hepatitis. Por esta razón, se han realizado muchos esfuerzos por desarrollar un injerto óseo sintético, biocompatible.

Antecedentes de la invención

Los injertos óseos sintéticos comercialmente disponibles se realizan habitualmente con cerámica de fosfato de calcio (la principal materia inorgánica del hueso humano) y tienen una estructura porosa similar al hueso trabecular humano. De hecho, muchos de ellos se obtienen de vida animal (bovino joven) o marina (coral marino). Los mismos pretenden ofrecer una estructura macroporosa interconectada y proporcionar una osteoconductividad intensiva para regenerar y cicatrizar el tejido óseo huésped. No obstante, ninguno de ellos ofrece las propiedades biomecánicas y de osteointegración equivalentes al patrón oro del autoinjerto.

Habitualmente, estos injertos óseos sintéticos se presentan con una estructura macroporosa interconectada, típicamente con un diámetro de entre 100 y 500 \mum, la cual proporciona un armazón para que el hueso huésped se regenere al mismo tiempo que se reduce el tiempo de cicatrización. El tamaño de los poros de la estructura porosa es crucial para la osteoconductividad. Según los experimentos in vitro e in vivo, el tamaño adecuado de los poros para el crecimiento hacia dentro del tejido óseo está aproximadamente entre 200 y 300 \mum. Si los tamaños de los poros son menores que 100 \mum, el tejido óseo se puede acumular en la superficie sin realizar el crecimiento óseo hacia dentro. Después del implante, el injerto óseo se debería degradar lentamente y ser sustituido por el hueso en crecimiento. Dicha situación debería dar como resultado la sustitución del hueso en el sitio del hueso defectuoso por parte de la actividad osteogénica propia del receptor. No obstante, la degradación requiere que los materiales sustitutos del hueso sean microporosos, con un diámetro de los poros de entre 1 y 5 \mum. El proceso de disolución del injerto óseo "degradable" se produce en dos etapas: disolución extracelular de los cuellos entre partículas sinterizadas, y fagocitosis intracelular de las partículas aisladas de esta manera. La primera etapa resulta imposible en una masa de biocerámica recocida y muy dificultosa en aquellos injertos óseos sintéticos porosos con una pared de conexión muy gruesa ya que no existen cuellos pequeños que puedan ser atacados por las células.

Habitualmente, los injertos óseos sintéticos comercialmente disponibles tienen una distribución aleatoria del tamaño de los poros y sin orientación preferida observable de la estructura porosa interconectada. La estructura tiene el potencial de evitar la vascularización después de un periodo de tiempo in vivo y habitualmente la parte central del injerto óseo permanece exenta de hueso. Aunque la mayor parte de los injertos óseos comerciales tienen una composición química similar a la fase mineral del hueso vivo, el injerto no resulta adecuado para su aplicación a gran escala o como sustituto permanente ya que los nutrientes no puedan fluir a través del injerto óseo poroso sintético después de la cirugía.

US5278007 describe un proceso para formar una cerámica porosa que tenía poros orientados alineados según un eje común a partir de una mezcla comprendiendo polvo de cerámica, un aglutinante y un agente formador de poros.

US4973566 hace referencia a un proceso para realizar un compuesto cerámico poroso a partir de una mezcla comprendiendo un polvo cerámico inorgánico, un material formador de poros, un aglutinante y agua para formar una pasta extruible. La mezcla se somete a una etapa de secado para evaporar el agente formador de poros después de la extrusión y a una etapa final de sinterizado.

US4073999 presenta un proceso para preparar cerámica porosa útil como material complementario del hueso, comprendiendo un polvo cerámico, por ejemplo, fosfato de calcio, un aglutinante orgánico, por ejemplo, látex acrílicos, y un agente formador de poros, por ejemplo, agua. Después de la formación de la cerámica porosa por evaporación con aplicación de calor del agente formador de poros, se sinteriza el producto poroso en el cual por lo menos algunos de los poros están alineados según un eje común.

EP0335359 describe un proceso para preparar un material cerámico poroso útil como hueso artificial el cual consiste en mezclar un material cerámico de partida, por ejemplo, apatita, hidroxiapatita con un aglutinante el cual es también un agente formador de poros seleccionado de entre el grupo consistente en hidrocarburos cicloalifáticos condensados e hidrocarburos aromáticos halogenados, moldear la mezcla en una máquina de moldeo por presión monoaxial proporcionando una pasta que tiene por lo menos parte del agente formador de poros alineada según un eje común, calentar el comprimido obtenido para producir un producto poroso y sinterizar la cerámica porosa final.

US5705118 describe un proceso para preparar un cuerpo cerámico poroso comprendiendo la preparación de una mezcla cerámica conteniendo polvo cerámico, por ejemplo, fosfato de calcio, un aglutinante, por ejemplo, gluten, agar, un agente formador de poros, por ejemplo, levadura, bicarbonato sódico. El agente formador de poros se calienta por aplicación de vapor para obtener un cuerpo poroso en el cual al menos parte del agente formador de poros está alineada según un eje común, y el producto poroso se somete finalmente a una etapa de sinterización. Este proceso proporciona una estructura de tipo óseo con una distribución de la porosidad que simula considerablemente la correspondiente a un hueso de origen natural.

Invención

La presente invención proporciona un proceso novedoso de fabricación el cual produce una única y extremadamente flexible estructura porosa. No es necesaria la implicación de materiales biológicos en el producto final. El mismo puede mimetizar el hueso trabecular humano a gran escala y el tamaño de poro se puede variar desde unas pocas micras a varios milímetros. El proceso permite un tamaño, forma y orientación controlable del poro. Se pueden proporcionar numerosos poros de tipo tubular interconectados de varios tamaños (con una orientación preferida) para guiar el crecimiento óseo hacia dentro y la vascularización rápidamente por toda la estructura. La estructura porosa puede tener una pared fina que facilite la fijación de los osteoblastos a la misma y la estimulación de la mineralización. El tamaño y la forma del injerto óseo se pueden ajustar por medio de un proceso de moldeo, por ejemplo, o dicho injerto lo puede conformar el cirujano ortopédico durante la operación con herramientas tales como una fresa de diamante o un taladro de alta velocidad.

Según la presente invención, se proporciona un proceso para preparar hueso artificial que comprende:

(i) se prepara una mezcla de un polvo cerámico biocompatible finamente dividido, un aglutinante orgánico y una levadura en un líquido inerte para formar un cuerpo y provocar que por lo menos parte del agente formador de poros se alinee a lo largo de un eje común,

(ii) se conforma opcionalmente el cuerpo resultante,

(iii) se deja que el agente formador de poros forme una estructura porosa en el cuerpo,

(iv) se calienta el cuerpo conformado a una temperatura suficiente para fijar la estructura porosa y

(v) se calienta adicionalmente el cuerpo para eliminar residuos del aglutinante orgánico y del agente formador de poros y para amalgamarlo.

Descripción detallada de la invención

Tras haber descrito la invención en términos generales, a continuación se describirá la misma haciendo referencia al dibujo adjunto en el cual la Figura muestra un diagrama de flujo de un proceso típico de la presente invención.

Los ingredientes esenciales del proceso son el polvo cerámico biocompatible, el aglutinante orgánico y el agente formador de poros. El polvo cerámico puede ser cualquier material cerámico que sea biocompatible. Por ejemplo, puede ser una cerámica mecánica para que el injerto óseo artificial resultante posea la suficiente resistencia. Entre los materiales que se pueden usar se incluyen circonia y alúmina. No obstante, se prefiere el uso de una cerámica de fosfato de calcio. Aunque para este fin se pueden usar todas las calidades médicas de fosfato tricálcico incluyendo fosfato tricálcico (TCP) \alpha, TCP-\beta e hidroxiapatita (HA) Ca_{10}(PO_{4})_{6}(OH)_{2}, para el tratamiento a gran escala se prefiere usar HA ya que la misma es más estable. Se pueden usar mezclas de materiales biocompatibles, por ejemplo, mezclas de cerámica de fosfato de calcio y alúmina o circonia. Adicionalmente en el polvo para aumentar su osteoconductividad se pueden incorporar cantidades pequeñas de sílice y un compuesto orgánico de cinc, por ejemplo, hasta el 5% en peso.

Se prefiere que el polvo cerámico se disperse homogéneamente. Cuanto menor sea la partícula mayor será el área superficial y por lo tanto la tendencia de una partícula a ser humectada por el líquido; esta situación también facilita la sinterización final. En general, el polvo no supera un diámetro medio de aproximadamente 100 micras. De este modo, los polvos preferidos tendrán un diámetro medio de las partículas de entre 1 nm y, digamos, 50 micras, por ejemplo, entre 0,1 y 10 micras.

El aglutinante orgánico debe aglutinar el polvo cerámico para formar una estructura íntimamente compactada con muchos puntos de contacto entre cada partícula cerámica con espacios en los intersticios en los que queda líquido inerte. La naturaleza precisa del aglutinante orgánico no es crítica siempre que el mismo no deje ningún residuo al aplicarle calor; generalmente será sólido. Se ha observado que los polvos de carbohidratos son particularmente útiles, especialmente la harina de maíz o la harina de trigo, aunque se pueden usar otros materiales orgánicos tales como almidón de extracción natural. Una persona experta en la materia apreciará qué materiales alternativos se podrían usar. El aglutinante se debería incorporar a la lechada en forma de polvo.

El agente formador de poros está presente para formar poros en el cuerpo formado a partir del polvo cerámico y el aglutinante. Esta condición se alcanza generalmente por la formación de gas a partir del agente formador de poros. Entre los agentes formadores de poros adecuados se incluyen microorganismos tales como hongos, por ejemplo, células de levadura.

La lechada se forma en un líquido inerte, es decir, el líquido no debe reaccionar con el agente formador de poros a temperatura ambiente ni debe reaccionar con el aglutinante cerámico. Típicamente, el líquido inerte es agua, especialmente agua desionizada aunque también se puede usar un líquido orgánico tal como etanol.

En una de las realizaciones preferidas de la etapa (i) en primer lugar se prepara una lechada del polvo cerámico y a continuación se añaden a la misma el aglutinante orgánico y el agente formador de poros (etapas 1 y 2 de la Figura). No obstante, el polvo cerámico, el aglutinante orgánico y el agente formador de poros también se pueden mezclar conjuntamente y a continuación se puede añadir el disolvente líquido. En una de las realizaciones preferidas, en primer lugar se prepara una lechada de cerámica de fosfato de calcio mezclando el fosfato de calcio con el agua u otro líquido inerte. Para colaborar con la dispersión, se prefiere añadir un agente dispersante para asegurar que el polvo cerámico se distribuye uniformemente por toda la lechada. Entre los agentes dispersantes típicos que se pueden usar para este fin se incluyen disoluciones ácidas/básicas y polímeros tales como fosfatos y polímeros de acrilato. Entre los agentes dispersantes preferidos se incluyen amoniaco, ácidos fosfóricos tales como ácido ortofosfórico o una sal de amonio de un polímero de acrilato o metacrilato tal como poliacrilato de amonio y polimetacrilato de amonio.

A continuación se prefiere moler la lechada, opcionalmente con unos medios de molienda tales como nervaduras o cilindros de alúmina, acero inoxidable o carburo de tungsteno. Evidentemente, estos medios de molienda se retiran después de la molienda.

En una de las realizaciones preferidas, la molienda se lleva a cabo en un molino de cilindros, típicamente con paredes de caucho. Habitualmente el molino de cilindros estanco se deja girar a baja velocidad durante varias horas para formar una lechada de cerámica de alta densidad y bien dispersada. En general, se prefiere que la operación de molienda dure desde por lo menos 1 hora hasta, digamos, 50 horas, para optimizar el tamaño del polvo. Se apreciará que el tamaño del polvo en la lechada puede determinar el tamaño de los poros ya que la estructura porosa es, en efecto, una serie de partículas cerámicas irregulares compactas las cuales se amalgaman con sus vecinas durante la etapa final del proceso.

En general, después de esto, el polvo de carbohidratos y el agente formador de poros se añaden gradualmente a la lechada para formar lo que podría describirse como un material elástico de alta viscosidad. Se prefiere que la mezcla se realice en una cámara de oxígeno cerrada herméticamente para asegurar que los materiales mezclados son ricos en oxígeno para la reacción del agente formador de poros. Se apreciará que la cantidad del aglutinante determina las propiedades elásticas de la mezcla mientras que la cantidad del agente formador de poros controla la porosidad total del producto final.

Se apreciará también que las condiciones precisas usadas en la etapa (iii) dependerán de la naturaleza del agente formador de poros. De este modo, si se usa levadura, en general es necesario que haya presente una fuente de un nutriente, tal como una pequeña cantidad de azúcar, para estimular el metabolismo para generar dióxido de carbono. En general, el aumento de la temperatura del cuerpo provocará la reacción del agente formador de poros, dando como resultado la formación de gases. La etapa de formación de poros se puede acelerar aumentando la temperatura y/o la presión aunque se apreciará que hay que prestar atención para asegurar que la temperatura se mantiene por debajo de la correspondiente a la cual se neutraliza la levadura. En general, una temperatura de entre 28 y 30ºC conseguirá que la levadura forme poros. No obstante, se ha observado que se pueden tolerar temperaturas superiores, por ejemplo, hasta 40ºC, si se usa una cantidad mayor de levadura - parte de la misma permanece viva. El tamaño de los poros lo dictamina en gran parte la temperatura y la cantidad usada de agente formador de poros. El uso de una cámara de oxígeno estanca colabora en la reproducibilidad del proceso aunque, evidentemente, la mezcla se puede llevar a cabo simplemente en aire.

La cantidad de polvo cerámico usada debería ser en general lo más alta posible. Típicamente, se usa un 80 % del peso total de polvo cerámico, un 19% de carbohidrato y aproximadamente un 1% de levadura. Por esta razón, en general, se usa entre un 50 y un 90% en peso de cerámica, entre un 5 y un 50% en peso de aglutinante y entre un 0,5 y 5% en peso, preferentemente, entre un 0,5 y un 3% en peso del agente formador de poros. Evidente, las cantidades precisas del agente formador de poros usado dependen de la naturaleza del agente.

Se apreciará también que con el tiempo, siempre que haya presente el suficiente agente formador de poros, el tamaño de los poros aumentará. Idealmente, el tamaño de los poros debería estar aproximadamente entre 200 y 300 micras. Si el tamaño de los poros es significativa menor que este valor, en ese caso, puede que no sea suficiente para el crecimiento hacia dentro de las células osteoblásticas. Además, si se desea llenar los poros de cualquier manera, tal como se describe posteriormente, los mismos deberían ser ligeramente mayores que el tamaño ideal de los poros ya que, de otro modo, las moléculas no quedarían retenidas por los poros.

Se apreciará que en esta fase el cuerpo adopta un aspecto de pasta, es decir, conserva su forma.

Preferentemente, antes de la etapa opcional de conformación (ii), el producto se transfiere a una extrusora u otro dispositivo para proporcionar la forma y el tamaño necesarios para la etapa de conformación (etapa 3 de la Figura). El objetivo de la etapa de extrusión es producir la forma y orientación deseadas de los poros en la estructura porosa final. Mediante el uso de fuerzas de extrusión diferentes y de formas diferentes del molde frontal, al material se le puede conferir cualquier forma geométrica con la alineación deseada tal como lineal en el plano bien vertical o bien horizontal, de tubo hueco, de matriz reticulada o en forma espiral de los poros. Se apreciará que el agente formador de poros se extenderá a lo largo de la dirección de extrusión y finalmente creará la orientación deseada de los poros, es decir, se alineará según un eje común. Evidentemente, el cuerpo debe tener una viscosidad suficiente, tal como en un cuerpo de pasta, para que dicha alineación sea posible. En ocasiones, esta condición se puede alcanzar simplemente estirando. Se apreciará que una de las ventajas específicas en el uso de un microorganismo es que se pueden formar poros bien conectados. En contraposición, los agentes químicos en general dan origen a poros los cuales no están bien conectados.

Aunque la etapa de extrusión no es esencial para producir una estructura mimética de hueso trabecular o cortical, en general la misma es necesaria si los injertos óseos artificiales se van a usar en aplicaciones en las que se soporta una carga. Esto es debido a que la composición mineral del hueso natural que soporta una carga, tal como el fémur y la articulación de la cadera, posee una estructura de tipo tubular en lugar de una simple estructura de hueso trabecular. La orientación de esta estructura porosa de tipo tubular seguirá la distribución de esfuerzos de la carga, lo cual da como resultado que el hueso que soporta la carga sea más resistente que el hueso de una costilla.

Opcionalmente, a continuación, se realiza la conformación de la mezcla (etapa 4 de la Figura). Preferentemente, la misma se conforma en un molde el cual preferentemente es estanco. La forma tridimensional del molde se puede diseñar con técnicas médicas de análisis de imágenes asistidas por ordenador de modo que la forma pueda ser una réplica de la estructura ósea que le falta al paciente. Una vez que el cuerpo se ha cerrado en el molde, la temperatura del molde se puede elevar para permitir que el agente formador de poros reaccione y forme los poros. Se apreciará que la fuerza provocada por la expansión del agente formador de poros comprime la masa del polvo cerámico. La cantidad de agente formador de poros junto con el tiempo de proceso y la temperatura de procesado determina la densidad de poros y la resistencia mecánica del producto final. El tiempo total requerido a la temperatura de procesado optimizada para completar la reacción está típicamente entre 30 y 90 minutos, preferentemente, entre 40 y 60 minutos, especialmente de forma aproximada 45 minutos, dependiendo del tamaño del cuerpo.

Antes de la etapa (iv) se prefiere reducir la temperatura del cuerpo por debajo del punto de congelación del agua en el caso de que como líquido inerte se use agua (etapa 5 de la Figura). Preferentemente, el molde estanco se reduce a una temperatura de aproximadamente -5ºC con respecto a la temperatura del nitrógeno líquido. La etapa de congelación puede evitar que el agente formador de poros reaccione de forma adicional. La expansión que se obtiene como resultado de la formación de hielo a partir del agua mejora adicionalmente la estructura porosa del cuerpo. A continuación, la muestra congelada se puede retirar del molde.

A continuación, en general es necesario eliminar parte del líquido del cuerpo, típicamente por evaporación. Esto se puede conseguir en una cámara de vacío en la cual el agua u otro líquido se evapora de la superficie y los gradientes de presión hidrostática a través de la masa compacta proporcionan una fuerza impulsora para que el líquido se mueva. El líquido fluye desde el interior del cuerpo a la superficie a través de los canales porosos produciendo de este modo una presión más uniforme. Naturalmente, la temperatura de procesado, la velocidad de aumento de la temperatura, la presión del vacío y la duración del proceso de sublimación dependen del tamaño y la forma del cuerpo y de la naturaleza del líquido que se utilice. Los mismos se pueden determinar mediante experimentación rutina-
ria.

La finalidad de la etapa (iv) es estabilizar el artículo (etapa 6 de la Figura). Con este fin, en general es deseable precalentar la atmósfera (la cual puede estar seca o húmeda) en la cual se sitúe el artículo, típicamente un horno el cual está preferentemente controlado en humedad. En general, una temperatura de, digamos, 100, 130 ó 150 a 230ºC es adecuada para la estabilización. En general la estabilización se puede alcanzar en menos de 1 hora, generalmente de 5 a 50 minutos, por ejemplo, de 15 a 45 minutos. Se ha observado que el uso de vapor es ventajoso ya que en general provoca la polimerización del aglutinante orgánico sin que se formen microfisuras en la superficie de la muestra las cuales pueden ser provocadas por los procesos de calentamiento directo. Estas fisuras pueden permanecer y hacerse más profundas durante los procesos adicionales de recocción y por lo tanto pueden reducir considerablemente la productividad.

Una vez el cuerpo ha sido estabilizado, el mismo, si se desea, se puede mecanizar para eliminar cualquier recubrimiento superficial desigual y/o ajustar la forma geométrica final del artículo de modo que se corresponda con la forma deseada del injerto óseo artificial.

En la etapa (v) el artículo se calienta o cuece para eliminar el aglutinante y cualquier agente formador de poros que quede. En general, para ello es necesario una temperatura de entre 400ºC y 1000ºC. No obstante, esto depende en cierta medida de la cantidad de aglutinante usada y de la velocidad de calentamiento aplicada. Como esta etapa de calentamiento da como resultado típicamente la evolución de gases que contienen carbono, se apreciará que el calentamiento se debería lleva a cabo lentamente para permitir que estos gases sean expulsados fuera del hueso artificial a través de los canales porosos de interconexión. Si no se produce esta situación, en ese caso el gas atrapado podría acumular una presión suficiente como para provocar desperfectos internos en la estructura porosa compacta. En general, la velocidad de calentamiento no debería superar los 10ºC por minuto, típicamente no más que 5ºC por minuto y tal vez de un valor tan pequeño como 1 o 2ºC por minuto para una muestra grande.

La etapa de eliminación del aglutinante en general finaliza cuando no se pueden ver más gases de carbono saliendo del artículo.

Preferentemente, después de esta etapa de calentamiento, la muestra se cuece o sinteriza a una temperatura mayor, típicamente entre aproximadamente 1200 y aproximadamente 1450ºC, para alcanzar la resistencia biomecánica y la biocompatibilidad necesarias (etapa 7 de la Figura). Nuevamente, la temperatura y la duración del calentamiento dependen del tamaño de la muestra y de la concentración inicial de cerámica. Debería tenerse cuidado en no usar una temperatura demasiado alta ya que esto puede provocar la fusión de los pequeños poros interconectados con el resultado de que los macroporos comiencen a aislarse.

En algunos casos el producto, aunque suficientemente resistente para algunos fines, no tiene la suficiente resistencia para otros. Se ha observado que la resistencia del producto se puede mejorar sumergiéndolo en una lechada de cerámica formada por polvo cerámico, típicamente apatita, aunque no debe ser necesariamente el mismo que el usado inicialmente. La lechada debería contener además un agente de dispersión el cual puede ser el mismo que el usado inicialmente o diferente. De forma deseable, la lechada se debería moler antes de su uso para reducir el tamaño de las partículas, por ejemplo desde un valor medio de 5 \mum a un valor medio de 1 \mum. La lechada se puede dejar reposar durante, digamos, 1½ horas para permitir la precipitación de las partículas grandes. De la suspensión formada se pueden extraer por vertido partículas adecuadas con un tamaño medio digamos, menor que 0,2 \mum.

La inmersión debería durar típicamente por lo menos 0,5 horas con agitación constante de la lechada. Después de esto, de forma deseable la lechada se lleva a ebullición hasta que ya no salgan más burbujas de aire de la muestra. Esto típicamente dura de 10 minutos a 1 hora, dependiendo del tamaño de la muestra. Este proceso garantiza que los microporos de la muestra se rellenan con partículas de apatita. Cualquier exceso de lechada y partículas de apatita se puede eliminar mediante un proceso de centrifugado (por ejemplo, entre 2500 y 15000 rpm) a través de la estructura macroporosa interconectada. Esta etapa de inmersión se puede repetir si fuera necesario. Después de esto, la muestra se puede someter nuevamente a la etapa de recocción.

Otra de las formas de mejorar la resistencia mecánica de la estructura porosa consiste en reforzarla con un polímero, preferentemente un polímero biodegradable tal como policaprolactona (PCL); el polímero actúa como material de relleno. Con este fin, el polímero se disuelve en un disolvente para proporcionar una concentración de, digamos, entre el 10 y el 50% típicamente entre el 20 y el 40% en peso y a continuación el cuerpo se sumerge en el mismo durante, digamos, entre 5 minutos y 1 hora, por ejemplo, 20 minutos. A continuación, el cuerpo se retira y se centrifuga para eliminar cualquier exceso de disolución. A continuación, puede que sea deseable calentar las muestras para provocar la fusión de cualquier polímero que bloquee los poros. Si se desea, este procedimiento se puede repetir.

En una realización ventajosa de la presente invención, parte de los poros o la totalidad de los mismos del hueso artificial se puede usar como sistema de administración de fármacos con un mecanismo de liberación controlada. Esta condición se puede alcanzar en general sumergiendo el hueso artificial en una disolución de los factores de crecimiento celular o fármacos deseados.

Actualmente, no existe ningún mecanismo eficaz de administración de fármacos para administrar en el hueso enzimas o proteínas de alto peso molecular, creadas artificialmente. Según la presente invención, este mecanismo se puede obtener gracias a que el tamaño del injerto óseo se puede ajustar de manera que se adapte a la molécula. De este modo, se pueden liberar enzimas o proteínas artificiales de un alto peso molecular, incorporadas de esta manera, desde el injerto óseo para estimular el crecimiento óseo hacia dentro y la matriz porosa puede guiar las células osteoblásticas para la proliferación y diferenciación. De este modo, en el hueso artificial de la presente invención se pueden incorporar según la forma mencionada factores de crecimiento para el crecimiento óseo hacia dentro que incluyen el factor de crecimiento transformador (TGF-\beta1), la proteína morfogenética ósea (BMP-2) y la proteína osteogénica (OP-1).

Otros de los materiales que se pueden incorporar incluyen vitaminas tales como la vitamina D y minerales traza tales como el cinc los cuales se pueden incorporar en forma de una sal.

En una de las realizaciones preferidas, estas moléculas se pueden incorporar en los poros junto con un polímero biodegradable. El polímero biodegradable ayuda a "fijar" la molécula activa en los poros mientras que, al mismo tiempo, mejora la resistencia del hueso artificial.

Entre los polímeros biodegradables adecuados que se pueden usar para este fin se incluyen el almidón, típicamente almidón de maíz, u otros polímeros de origen natural o mezclas de dichos polímeros con, por ejemplo, polietileno o poli(ácido láctico) o poli(ácido glicólico). En general, la concentración de elementos de origen no natural se debería mantener a un nivel bajo para evitar cualquier posible efecto biológico negativo. No obstante, es posible usar una mezcla de almidón y hasta, por ejemplo, un 50% en peso de polietileno de baja densidad.

El activo compuesto, y el polímero biodegradable en caso de que se use, se pueden aplicar a partir de una disolución de los materiales por inmersión. La aplicación de un ligero vacío al injerto óseo artificial puede resultar útil ya que hace que aumente la absorción de la disolución.

Si la etapa de inmersión se lleva a cabo varias veces, la resistencia del hueso artificial se puede incrementar de forma bastante significativa. El exceso de polímero biodegradable se puede eliminar en general mediante centrifugado.

De este modo, se apreciará que el injerto óseo artificial de la presente invención se puede usar como un andamio 3-D para autoinjertos creados con tejido in vitro.

Los costes de fabricación del proceso son en general significativamente menores que los procesos existentes y el tiempo de fabricación es en general menor que en los otros métodos. En circunstancias normales, se puede producir en menos de 24 horas incluso una muestra a gran escala con una forma irregular. De este modo, la misma se puede realizar según especificaciones. Por ejemplo, antes de la operación maxilofacial, la forma deseada del injerto óseo se puede crear según la imagen obtenida por escáner de la estructura esquelética 3-D del paciente. De este modo, el injerto óseo se puede producir de forma individual para cada paciente.

Los siguiente Ejemplos son ilustrativos de la invención.

Ejemplo 1

Para producir el injerto óseo poroso sintético se usó polvo de hidroxiapatita Ca_{10}(PO_{4})_{6}(OH)_{2} (ASTM F118588) comercial de calidad médica, tamaño de las partículas de entre 0,6 \mum y 1 \mum. La primera etapa consiste en realizar una lechada en la que los ingredientes son:

160 gramos de polvo de hidroxiapatita

70 mililitros de agua desionizada

2 gramos de poliacrilato de amonio.

Estos ingredientes se mezclaron inicialmente de forma homogénea en un recipiente de plástico con una espátula. Cuando se había formado una disolución uniforme, se aplicó una agitación mecánica con un agitador de doble pala a aproximadamente 1200 rpm durante 5 minutos. Se obtuvieron aproximadamente 115 ml de lechada. A continuación, la lechada se vertió en un molino de cilindros para realizar una dispersión adicional de los aglomerados; el mismo consistía en un matraz de polietileno, de 10 cm de largo y 6 cm de diámetro, que contenía 100 cm^{3} de cilindros pequeños de Al_{2}O_{3} de alta densidad. El molino de cilindros se cerró herméticamente y se hizo girar a 120 rpm durante 30 minutos para formar una lechada uniforme.

A continuación, en la lechada se añadieron gradualmente 70 gramos de harina de trigo tamizada, fina, y 7 gramos de células de levadura y la misma se batió en una mezcladora para formar una mezcla plástica, trabajable.

A. Muestra sin extrusión

A continuación, la mezcla se dividió equitativamente, sin extrusión, y se situó en cuatro placas petri recubiertas con Teflón sin cierre hermético. Seguidamente, estas placas petri se transfirieron a una incubadora controlada en temperatura a entre 28 y 30ºC. El tiempo en la incubadora se hizo variar cuatro veces desde 15 minutos a 1 hora, con incrementos de 15 minutos. Al final de cada fase, una de las placas petri se sumergió gradualmente en nitrógeno líquido para detener la reacción biológica y para prepararse para la siguiente etapa del proceso.

Subsiguientemente, el exceso de agua se eliminó de la muestra durante 2 horas en una cámara de liofilización a 20ºC y a una presión de entre 10^{-1} y 10^{-3} mm Hg. La muestra deshidratada a continuación se estabilizó en un horno a 200ºC durante 30 minutos. Las muestras configuradas a continuación se calentaron gradualmente en un horno a una velocidad de 5ºC por minuto y se mantuvieron a 1000ºC para eliminar los aditivos orgánicos. Subsiguientemente, las muestras se recocieron a 1250ºC durante dos horas y se enfriaron gradualmente a temperatura ambiente a una velocidad de 5ºC por minuto.

Un examen con microscopio óptico de la estructura porosa de cada una de las muestras sinterizadas reveló que todas ellas presentaban una estructura porosa casi idéntica a la del hueso trabecular humano. Tal como se muestra en la Tabla 1, el tamaño de los poros y de los poros interconectados aumentó gradualmente a medida que aumentaba el tiempo de incubación.

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Tiempo	Tamaño de poro	Tamaño de poro interconectado
15 minutos	50\sim100 \mum	Diám. Medio 40 \mum
30 minutos	300\sim500 \mum	Diám. Medio 200 \mum
45 minutos	800\sim1000 \mum	Diám. Medio 400 \mum
60 minutos	2000\sim3000 \mum	Diám. Medio 1000 \mum

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B. Con Extrusión

Después del procedimiento de mezclado, la mezcla se llevó a través de una unidad de extrusión para formar una muestra con forma de cilindro. El molde frontal de la unidad de extrusión era dos cilindros conectados, los diámetros eran de 5 cm y 3 cm para los cilindros, respectivamente, de la primera etapa y la segunda etapa. A ambos extremos del cilindro de la segunda etapa se fijó una rejilla de acero de malla de 3 mm. A continuación, la mezcla extruída se situó en una placa recubierta con Teflón sin cierre hermético. Seguidamente, la placa, con su mezcla, se transfirió a una incubadora controlada en temperatura a entre 28 y 30ºC durante 30 minutos. A continuación, la mezcla se transfirió a un refrigerador a -5ºC durante 2 horas y subsiguientemente el exceso de agua se sublimó de la muestra durante 2 horas en una cámara de liofilización a 20ºC y a una presión de entre 10^{-1} y 10^{-3} mm Hg. Los procesos de configuración, combustión y recocción fueron los mismos que los correspondientes descritos en la sección A. La muestra presentó una estructura porosa uniforme de tipo tubular con tamaños de los poros comprendidos entre 800 y 1000 \mum de largo y un diámetro medio de aproximadamente 200 \mum. Los poros interconectados, de un diámetro medio de aproximadamente 200 \mum, se conectaban en los extremos de estos macroporos de tipo tubular. La estructura es ideal para el crecimiento óseo hacia dentro y la inducción de la vascularización.

C. Con Moldeo Cerrado Herméticamente

El proceso de extrusión fue el mismo que el descrito en la sección B. No obstante, la rejilla de acero se retiró durante el proceso de extrusión. La muestra extruída con forma de cilindro se transfirió a un molde cilíndrico estanco. El procedimiento de incubación y el proceso de sublimación fueron los mismos que los descritos en la sección B, y los procesos de configuración, combustión y recocción fueron los mismos que los descritos en la sección A. La sección transversal de la muestra reveló una estructura similar a la correspondiente a los huesos largos humanos. Una estructura compacta constituía la cubierta externa de las muestras; la misma consistía en una masa dura, virtualmente sólida, constituida por cerámica de Ca/P dispuesta en capas concéntricas. En la parte central de las muestras se observó una estructura porosa, similar a la correspondiente observada en el hueso trabecular/esponjoso; el tamaño de los poros se redujo gradualmente y finalmente se produjo una unión con la estructura compacta.

Ejemplo 2

La muestra del producto poroso de HA obtenido en el Ejemplo 1B se sumergió en una lechada de HA en ebullición con un tamaño medio de las partículas de 0,2 \mum. Los tiempos de inmersión fueron de 30 minutos a 90 minutos con un intervalo de 30 minutos y la lechada se agitó constantemente. Después de esto, se eliminó el exceso de lechada por medio de un proceso de centrifugado (entre 2500 y 15000 rpm). Las muestras se sometieron al proceso de recocción a 1280ºC durante 5 horas.

Se llevo a cabo una prueba mecánica de las muestras usando una máquina de prueba en banco Lloyd equipada con una célula de carga de 2,5 kN y una unidad controlada por ordenador remoto. La carga se aplicó a las muestras (el área media de contacto de las muestras es de 0,8 cm^{2}) con una velocidad de la cruceta de 0,1 mm por minuto hasta que se produjo la rotura frágil. Los resultados obtenidos se muestran en la Figura 2. Puede observarse que la resistencia a la compresión de las muestras porosas de HA aumenta cuando aumenta el tiempo de inmersión.

Ejemplo 3

Se fundieron 6 gramos de PCL en un vaso de precipitados de vidrio de 150 cc colocándolo en un horno a 60ºC. Después de que la PCL sólida se hubiera fundido obteniendo un fluido pegajoso claro, se añadieron 20 ml de acetona para disolver la PCl y formar una disolución fluida. La viscosidad de la disolución era 0,8835\pm0,025 pas. A continuación, las muestras porosas del Ejemplo 1B se sumergieron en la disolución y se mantuvieron en ebullición colocándolas sobre una placa térmica a una temperatura constante de 57ºC.

Después de 20 minutos, las muestras se retiraron y se sometieron a un proceso de centrifugado (entre 2500 y 15000 rpm) para eliminar de la estructura macroporosa interconectada cualquier exceso de disolución. A continuación, las muestras se colocaron en un horno a 60ºC para fundir cualquier PCL bloqueante en la estructura macroporosa y se repitió el proceso de centrifugado.

Se llevó a cabo la prueba mecánica del Ejemplo 2. Los resultados obtenidos se muestran en la Figura 3. Puede observarse que las muestras porosas de HA reforzadas con PCL tenían un aumento significativo de la resistencia a la compresión.

Las propiedades de porosidad de las muestras sometidas a prueba, medidas según la normativa ASTMC134, antes de los procesos de inmersión, fueron las siguientes.

Porosidad de las muestras porosas de HA sometidas a prueba
Volumen total, cm^{3}	1,06078\pm0,01493
Volumen de poros abiertos, cm^{3}	0,79737\pm0,01935
Volumen de poros impenetrables, cm^{3}	0,20262\pm0,00596
Porosidad aparente, P%	79,6589\pm0,28677
Absorción de agua, A%	133,81\pm1,89755
Peso específico aparente	2,93957\pm0,03229
Densidad aparente, g/cm^{3}	0,59597\pm0,0074

Claims

1. Proceso para preparar hueso artificial el cual comprende:

(i) se prepara una mezcla de un polvo cerámico biocompatible finamente dividido, un aglutinante orgánico y una levadura en un líquido inerte para formar un cuerpo y provocar que por lo menos parte de la levadura se alinee a lo largo de un eje común,

(ii) se conforma opcionalmente el cuerpo resultante,

(iii) se deja que la levadura forme una estructura porosa en el cuerpo,

(v) se calienta adicionalmente el cuerpo para eliminar residuos de aglutinante orgánico y levadura y para amalgamarlo.

2. Proceso según la reivindicación 1 en el que el polvo cerámico es de fosfato de calcio.

3. Proceso según la reivindicación 2 en el que el polvo cerámico es fosfato tricálcico \alpha ó \beta.

4. Proceso según la reivindicación 2 en el que el fosfato de calcio es hidroxiapatita.

5. Proceso según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4 en el que el polvo tiene un tamaño medio de partículas que no supera las 100 micras.

6. Proceso según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores en el que el aglutinante orgánico es un polvo de carbohidratos.

7. Proceso según la reivindicación 6 en el que el aglutinante orgánico es harina de maíz o harina de trigo.

8. Proceso según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores en el que el líquido inerte es agua.

9. Proceso según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores en el que se obtiene en primer lugar una lechada del polvo cerámico y se añaden a la misma el aglutinante orgánico y levadura.

10. Proceso según la reivindicación 9 en el que la lechada del polvo cerámico se obtiene con molienda, opcionalmente con unos medios auxiliares de molienda.

11. Proceso según las reivindicaciones 9 ó 10 en el que se incorpora un agente dispersante con el polvo cerámico.

12. Proceso según la reivindicación 11 en el que el agente dispersante es una disolución de amoniaco, un ácido ortofosfórico o de un polímero de ácido acrílico y/o metacrílico.

13. Proceso según una cualquiera de las reivindicaciones 9 a 11 en el que el aglutinante orgánico y la levadura se dispersan homogéneamente en la lechada en una cámara estanca que contiene oxígeno.

14. Proceso según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores en el que la levadura se alinea en la etapa (i) mediante extrusión del cuerpo.

15. Proceso según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores en el que el cuerpo se conforma usando un molde.

16. Proceso según la reivindicación 15 en el que el líquido inerte es agua y el molde estanco se enfría por debajo del punto de congelación para mejorar de este modo la estructura porosa del cuerpo.

17. Proceso según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores en el que después de la etapa (ii) se elimina el líquido inerte del cuerpo.

18. Proceso según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores en el que la etapa (iv) se lleva a cabo a una temperatura de entre 100 y 230ºC.

19. Proceso según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 18 en el que la etapa (iv) implica someter el artículo a vapor.

20. Proceso según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores en el que la etapa (v) se lleva a cabo mediante calentamiento a entre 400 y 1000ºC a una velocidad que no supera los 10ºC por minuto.

21. Proceso según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores en el que después de la etapa (v) el cuerpo es recocido a una temperatura de hasta aproximadamente 1.450ºC.

22. Proceso según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores en el que el producto de la etapa (v) se sumerge en una lechada de cerámica la cual a continuación se hierve y el cuerpo resultante se retira por centrifugado.

23. Hueso artificial preparado mediante un proceso según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores.

24. Hueso artificial según la reivindicación 23 que comprende una o más proteínas, vitaminas o elementos o minerales de traza.

25. Hueso artificial según la reivindicación 24 que comprende además un polímero biodegradable.