ES2258091T3

ES2258091T3 - Implante ortopedico de silicona porosa.

Info

Publication number: ES2258091T3
Application number: ES01940713T
Authority: ES
Inventors: Roger c/o PSiMedica ASTON; Leigh Trevor c/o PSiMedica CANHAM
Original assignee: Psimedica Ltd
Current assignee: Psimedica Ltd
Priority date: 2000-06-10
Filing date: 2001-06-08
Publication date: 2006-08-16
Anticipated expiration: 2021-06-08
Also published as: DE60118738T2; US7186267B2; ES2333799T3; EP1637171A1; US20040010313A1; GB0014079D0; AU2001274217B2; WO2001095952A1; DE60118738D1; EP1296725A1; EP1637171B1; AU7421701A; JP2004503300A; GB2363115A; DE60139966D1; EP1296725B1

Abstract

Material de implante ortopédico bioactivo que comprende silicio poroso semiconductor y un material portador, quedando por lo menos parte del silicio en contacto con por lo menos parte del material portador; caracterizado por el hecho de que el material portador comprende un polímero y el silicio comprende partículas de silicio poroso.

Description

Implante ortopédico de silicona porosa.

Esta invención se refiere a nuevos materiales de implante ortopédico, a dispositivos de implante ortopédico que comprenden dichos materiales y a procedimientos de fabricación de dichos materiales y dispositivos.

Los materiales de implante ortopédico se utilizan para una gama de aplicaciones relacionadas con la fijación, fusión, reconstrucción, tratamiento, y sustitución de huesos humanos y animales. Las afecciones tratadas de esta manera incluyen fracturas de hueso, degeneración ósea, y cavidades óseas provocadas por circunstancias tales como trauma, e infección.

Tal vez los materiales de implante ortopédico utilizados más comúnmente sean el titanio y el acero inoxidable. Por ejemplo, estos materiales se utilizan en el tratamiento de fracturas; con el hueso o huesos fracturados manteniéndose unidos mediante tornillos y/o placas formadas a partir del metal. Otro material que se ha utilizado para la fijación de los huesos es el ácido poliglicólico autoreforzado (SR-PGA). Se han utilizado tornillos formados de SR-PGA en el tratamiento de fracturas de hueso esponjoso; una ventaja del SR-PGA es su reabsorbilidad.

Las sustituciones óseas, tales como sustituciones de articulaciones utilizadas en el tratamiento de la artrosis de cadera y rodilla, incluyen un material de implante ortopédico tal como polimetilmetacrilato, que se utiliza como cemento óseo en la sustitución. Las cavidades óseas que se producen a partir de circunstancias tales como trauma y tumores son tratadas típicamente mediante autoinjerto. Sin embargo, el cultivo del autoinjerto puede producir una considerable incomodidad al paciente. Por este motivo se ha llevado a cabo un trabajo para encontrar un material de implante ortopédico que pueda actuar como sustituto de implante óseo. Se han utilizado materiales tales como colágeno, hidroxilapatita, y fosfato tricálcico en el tratamiento de dichas cavidades.

El término de "material de implante ortopédico" no debería confundirse con el término "material bioactivo". Por ejemplo, GB 2317885 describe ciertos tipos de silicio poroso y policristalino que son bioactivos y que son capaces de unirse a un hueso. El material ortopédico se distingue del material bioactivo en que tiene que cumplir unos criterios significativamente más rigurosos. Para que un material sea bioactivo simplemente tiene que unirse a un tejido humano o animal. Para que un material sea apropiado para una implantación ortopédica debe presentar una serie de propiedades relativas a su uso en el tratamiento, reparación, o sustitución de hueso.

Si se utiliza un material de implante ortopédico en la fabricación de un implante que ha de unirse a un hueso, entonces una buena integración entre el material y el hueso puede evitar que el implante se afloje. Dicho aflojamiento puede producirse por infección o por reacción a la presencia del implante en el cuerpo del paciente. Por lo tanto, para muchas aplicaciones es ventajoso que el material de implante deba minimizar el riesgo de dicha infección o reacción adversa. El riesgo de aflojamiento también puede reducirse provocando la unión o el crecimiento del hueso y sosteniendo el tejido poroso al implante o en el mismo.

El material de implante ortopédico tiene a menudo que ser fuerte, por ejemplo en el tratamiento de huesos que soportan cargas, y presentar todavía una estructura que permita que el propio hueso del paciente crezca y se desarrolle. Este último factor es de particular importancia en el tratamiento de pacientes jóvenes cuyos huesos están continuamente creciendo. Las propiedades mecánicas de los materiales de implante también son importantes en el mantenimiento de las propiedades del hueso a las cuales está asociado el material. Si el módulo elástico del material es diferente al del hueso, entonces la carga experimentada por el hueso puede reducirse. El fenómeno se conoce como protección al esfuerzo y no es deseable ya que el hueso vivo debe encontrarse bajo una cierta cantidad de carga a tracción para permanecer sano.

Un material de implante ortopédico utilizado en la reparación de un hueso, puede ser necesario solamente durante la reparación. El uso de materiales reabsorbibles que sean absorbidos por el cuerpo de un paciente durante un período de tiempo puede de alguna manera cumplir este requisito. Teniendo un implante que sea absorbido puede evitarse la cirugía costosa y que lleva mucho tiempo para la eliminación del implante. Una sustancia beneficiosa, tal como un agente antimicrobiano o factores de crecimiento del hueso, también puede incorporarse en el material reabsorbible que se va a liberar a medida que el material se corroe. A pesar de estas propiedades favorables, se han encontrado varios problemas con el uso de materiales reabsorbibles de la técnica anterior. Por ejemplo, los implantes que comprenden dicho material pueden fallar debido a una degradación antes de que se haya producido una curación suficiente, o pequeñas partículas de residuos en las últimas etapas de degradación pueden causar dolor en la zona afectada. Los materiales reabsorbibles carecen a menudo también de una resistencia mecánica para su uso en aplicaciones que soportan cargas.

Las propiedades del material de implante ortopédico dependerán de la aplicación para la cual se utilizará. Dos propiedades adicionales que pueden ser importantes son: propiedades de absorción de rayos X, y compatibilidad con el hueso. El material de implante ortopédico no debe afectar a la salud del hueso; por ejemplo se ha encontrado que determinados cementos óseos provocan la muerte del hueso con una pérdida simultánea de resistencia mecánica. El crecimiento y/o la reparación de los huesos se controlará típicamente a través de técnicas de representación médica estándar tales como radiografía de rayos X. Se ha encontrado que los materiales de implante ortopédico de la técnica anterior, particularmente metales, intervienen en dicha representación; los polímeros reabsorbibles tienen una densidad y una composición comparables con la del tejido circundante, haciéndose difícil distinguir entre los dos.

Por lo tanto, los factores que afectan a si un material cumple los requisitos para la implantación ortopédica son complejos. Sin embargo, un objetivo de la presente invención es disponer materiales de implante ortopédico y dispositivos de implante ortopédico que satisfagan mejor estos requisitos. Otro objetivo es disponer procedimientos para fabricar estos materiales y dispositivos.

Técnica anterior que es relevante respecto a parte de la presente invención incluye Mat. Res. Soc. Symp. Proc. Vol. 452, 1997, p 579-589. Este documento describía el uso de silicio como biomaterial activo. GB 2 025 238 A (GB `238), WO 99/53898 (WO `898), y WO 00/66190 (WO `190) son también relevantes respecto a parte de la presente invención. GB `238 describe dispositivos protésicos que comprenden nitruro de silicio, WO `898 describe implantes de silicio que comprenden silicio reabsorbible. WO `190 describe una serie de dispositivos que comprenden silicio poroso derivatizado.

La presente invención dispone un material de implante ortopédico bioactivo que comprende un material de silicio poroso semiconductor y un material portador tal como se describe en la reivindicación 1.

Un material de implante ortopédico es un material que puede utilizarse en el tratamiento y/o reparación y/o sustitución de un hueso animal o humano. El hueso puede requerir dicho tratamiento y/o reparación y/o sustitución como resultado de una lesión, enfermedad, o defecto genético. Se prevé que el término "sustitución" incluya, para los objetivos de esta memoria, el crecimiento de un hueso o parte de un hueso que no estaba presente en el cuerpo de un paciente. El material de implante ortopédico puede adaptarse para el uso en un animal o en un humano. También puede adaptarse para el uso fuera de un cuerpo animal o humano. Por ejemplo, la reparación del hueso podría realizarse fuera del cuerpo de un paciente, sustituyéndose después el hueso reparado en el paciente mediante cirugía. Los materiales de implante ortopédico pueden utilizarse para fijar huesos o partes de un hueso entre sí, puede formar parte de un andamio para favorecer el crecimiento del hueso a través de un hueco entre los huesos o favorecer el rebrote de un hueso dañado, y puede utilizarse como protección para evitar el crecimiento del tejido poroso en el espacio que existe entre los huesos o partes del hueso.

El uso de silicio poroso favorece la calcificación y por lo tanto la unión del hueso. Las propiedades semiconductoras del silicio poroso abre el camino para el control eléctrico del tratamiento, proceso de reparación o sustitución.

Preferiblemente el material de implante ortopédico tiene una estructura y una composición tal que es apropiado para el uso en el tratamiento de una o más de las siguientes afecciones: fractura de cadera, artrosis de cadera y rodilla, fractura vertebral, fusión espinal, fractura de huesos largos, reparación del tejido poroso, y osteoporosis.

Preferiblemente el silicio poroso es silicio poroso reabsorbible.

El uso de silicio poroso reabsorbible es ventajoso ya que evita la necesidad de cirugía para eliminar el material de implante ortopédico. El silicio poroso se corroe en el cuerpo durante la sustitución del hueso. El silicio poroso también tiene una elevada resistencia mecánica, respecto a polímeros reabsorbibles de la técnica anterior utilizados como materiales de implante ortopédico, y por lo tanto es más apropiado para aplicaciones que soportan cargas. Las propiedades de corrosión del silicio poroso pueden adaptarse a las que se requieran para un implante particular controlando el tamaño del poro del material.

El uso de silicio reabsorbible es ventajoso ya que la corrosión del silicio poroso y/o policristalino produce la formación de ácido silícico, una sustancia química que se ha demostrado que estimula el crecimiento del hueso.

El material de implante ortopédico puede presentar una estructura y una composición tal que tenga un módulo elástico entre 160 GPa y 0,1 GPa. El material de implante ortopédico puede presentar una estructura y una composición tal que tenga un módulo elástico entre 30 GPa y 1 GPa.

Los huesos de animales y humanos tienen una variedad de módulos elásticos. Por ejemplo el módulo elástico del hueso cortical humano es típicamente entre 15 y 30 GPa, mientras que el del hueso humano esponjoso es típicamente entre 0,01 y 2 GPa. El silicio mesoporoso, preparado a partir de láminas de p+, y que presenta una porosidad de un 60%, tiene un módulo elástico de 20 GPa, comparable al del hueso cortical. El silicio mesoporoso preparado a partir de láminas de p+, y que presenta una porosidad mayor de un 90%, tiene un módulo elástico de aproximadamente 1 GPa, comparable al del hueso esponjoso. Una ventaja del uso de silicio poroso, en la fabricación de material de implante ortopédico, es que su módulo elástico puede controlarse alterando su microestructura y porosidad. De hecho, el módulo de Young del silicio poroso puede variar (en función de su estructura y composición) de menos de 2 GPa a más de 50 GPa.

El material de implante ortopédico comprende también un polímero.

Preferiblemente el material ortopédico comprende uno o más de: una proteína morfogenética, un agente antimicrobiano, un fluoruro, un metabolito de vitamina de D, calcitonina, raloxifeno, estrógeno, una hormona.

Ventajosamente el material ortopédico comprende silicio poroso derivatizado. Más ventajosamente, el silicio poroso derivatizado comprende un enlace Si-C y/o Si-O-C.

El uso de la derivatización en relación con un implante ortopédico reabsorbible es de particular valor. Esto se debe a que la derivatización permite adaptar las propiedades de corrosión del silicio poroso a las requeridas para el implante.

Un dispositivo de implante ortopédico es un dispositivo que puede utilizarse en el tratamiento, y/o sustitución, y/ la reparación de un hueso en un paciente animal o humano.

El dispositivo puede comprender un elemento de fijación seleccionado de uno o más de: un pivote, un clavo, un tornillo, una placa, una grapa, una punta, un anclaje, y un bloque de fijación.

Preferiblemente el dispositivo de implante ortopédico presenta una estructura y una composición tal que es apropiado para la fijación de fracturas de hueso cortical humano. Más preferiblemente el dispositivo de implante ortopédico presenta una estructura y una composición tal que es apropiado para el tratamiento de uno o más de: fractura de cadera, fractura vertebral, lesión espinal, lesión cráneo-facial, y fractura de hueso largo.

El dispositivo de implante ortopédico puede comprender un medio de polarización para polarizar eléctricamente por lo menos parte del silicio poroso y/o policristalino. El medio de polarización puede comprender un medio para generar un flujo de corriente a través del dispositivo de implante ortopédico. El medio de polarización puede comprender una batería.

El elemento de fijación puede presentar una estructura y una composición tal que sea apropiado para la fijación del tejido poroso al hueso.

Alternativamente, el elemento de fijación puede presentar una estructura y una composición tal que sea apropiado para el uso como dispositivo protésico.

El material poroso puede disponerse de manera que la superficie del dispositivo ortopédico esté formada por lo menos en parte a partir del silicio poroso.

El dispositivo ortopédico puede comprender además un hueso animal y/o humano. El dispositivo ortopédico puede comprender un hueso animal o humano autoinjertado.

El dispositivo ortopédico puede presentar una estructura y una composición tal que el dispositivo evite substancialmente la interposición de tejidos porosos adyacentes durante el tratamiento, y/o, reparación, y/o sustitución del hueso. El dispositivo ortopédico puede comprender un andamio que favorezca la reparación o sustitución del hueso. El andamio puede comprender colágeno.

Ventajosamente, el dispositivo ortopédico comprende un componente micro-mecanizado, siendo la estructura y la composición de dicho componente micro-mecanizado tal que la interacción entre el dispositivo ortopédico y el tejido y las células circundantes se refuerce respecto al uso del dispositivo sin el componente micro-mecanizado.

Para los objetivos de esta memoria, el término "sustancia bioactiva" es una sustancia que, cuando se encuentra en contacto con un cuerpo animal o humano, es capaz de provocar un enlace entre la sustancia y el tejido vivo del animal o humano.

También para los objetivos de esta memoria, el término "sustancia bioinerte" es una sustancia que, cuando se encuentra en contacto con un cuerpo animal o humano, no es substancialmente capaz de provocar un enlace entre la sustancia y el tejido vivo del animal o humano.

El silicio se selecciona de silicio poroso.

El silicio poroso puede ser silicio poroso derivatizado. El silicio poroso derivatizado puede comprender un enlace covalente Si-C o Si-O-C. El silicio poroso derivatizado puede comprender una cadena de carbono.

Aunque se han descubierto formas bioactivas de silicio, se ha encontrado que estas estructuras de silicio de la técnica anterior sólo presentan bioactividad en sus superficies externas. Por ejemplo, se han llevado cabo experimentos en los que se han sumergido unas láminas de silicio poroso en fluido corporal simulado (SBF). Aunque la deposición de hidroxiapatita, que indica que el silicio poroso es bioactivo, se produjo en la superficie externa, no se encontró que se produjera deposición en las superficies internas de los poros. La ausencia de deposición en el interior de los poros de silicio poroso se describe en Adv. Mater. 8 (10) p 847-849 (1996).

Debería indicarse que los poros formados en el silicio poroso, en otras palabras, silicio que puede obtenerse por ataque químico y/o anodización, tiene unas dimensiones comprendidas entre 1,5 nm y 15
micras.

Para aplicaciones tales como el tratamiento de huesos humanos o animales, el crecimiento del hueso en la estructura puede ser deseable, por ejemplo pueden utilizarse canales y/o cavidades, en las que el hueso puede crecer. Si la superficie interior de cada canal y/o cavidad es bioactiva, entonces puede favorecerse el crecimiento del hueso en la estructura. Por ejemplo, el hueso puede crecer de un lado al otro de la estructura a través de un canal que proteja el espacio del interior del canal del crecimiento rodeando el tejido poroso. En otro ejemplo, un canal puede presentar forma de hendidura en la superficie de la estructura, en la cual el hueso puede crecer para ayudar a la unión del hueso a la estructura. Los canales formados en el interior de la estructura de silicio o en la superficie de la estructura pueden interconectarse para facilitar el crecimiento del hueso en la estructura y/o la unión del hueso a la estructura.

Preferiblemente la estructura de silicio presenta una forma y una composición tal que es apropiada para su uso como un andamio para el crecimiento del hueso.

La estructura de silicio puede presentar una forma y una composición tal que es apropiada para el uso como uno o más de: un pivote, un clavo, un tornillo, una placa, una grapa, una punta, un anclaje, y un bloque de fijación.

Preferiblemente la estructura de canales y/o cavidades de silicio forma parte de un dispositivo de crecimiento del hueso que comprende, además, un medio de polarización para aplicar una polarización a la estructura de canales y/o cavidades de silicio. Más preferiblemente, el dispositivo de crecimiento del hueso comprende un medio para aplicar una polarización a por lo menos parte del silicio a partir del cual está formada, por lo menos en parte, la estructura.

Ventajosamente la estructura de canales y/o cavidades de silicio comprende por lo menos una abertura externa formada en su superficie exterior por un canal y/o cavidad o más de uno de ellos. Más ventajosamente por lo menos parte de dicha superficie interior bioactiva se encuentra situada a una profundidad de por lo menos 10 micras, desde las aberturas externas o desde una de ellas. Todavía más ventajosamente, por lo menos parte de dicha superficie interior bioactiva se encuentra situada a una profundidad de por lo menos 100 micras, desde las aberturas externas o desde una de ellas.

El material portador puede presentar una estructura y una composición tal que sea reabsorbible.

Muchos de dichos materiales son bioinertes, en otras palabras, no favorecen el crecimiento del hueso y así resultan relativamente poco apropiados para el uso como material de implante ortopédico. Sin embargo, dichos materiales pueden tener propiedades, tales como propiedades mecánicas y de reabsorción, que serían de valor, no por su falta de bioactividad, para el tratamiento y/o sustitución y/o reparación y/o reconstrucción y/o fijación del hueso. Por consiguiente, la capacidad potencial del silicio para inducir la bioactividad en dichos materiales bioinertes sería ventajosa para aplicaciones ortopédicas.

El material portador puede comprender un compuesto orgánico. El material portador comprende un polímero. El material portador puede comprender un material plástico. El material del portador puede comprender un material que sea bioinerte. El material del portador puede comprender un material, en lugar de silicio cristalino masivo, que sea bioinerte.

El material compuesto de silicio puede formar parte por lo menos de un material de implante ortopédico. El material compuesto de silicio puede formar parte por lo menos de un cemento óseo.

Las partículas de silicio, o por lo menos una de las partículas de silicio, tienen una dimensión mayor de entre 100 nm y 1 mm.

Preferiblemente, las partículas, o por lo menos una de las partículas, tienen una dimensión mayor de menos de 1 mm. Más preferiblemente, las partículas, o por lo menos una de las partículas, tienen una dimensión mayor de menos de 100 micras.

El silicio amorfo puede hacerse poroso mediante técnicas estándar. Por ejemplo, el silicio amorfo puede hacerse poroso mediante anodización en HF acuoso o etanólico, o puede hacerse poroso mediante ataque químico.

Preferiblemente, el silicio amorfo poroso bioactivo tiene una porosidad entre 1% y 90%. Más preferiblemente, el silicio amorfo poroso bioactivo tiene una porosidad entre 10% y 70%.

Una estructura de silicio comprende silicio amorfo poroso bioactivo.

Ventajosamente la estructura de silicio comprende el silicio amorfo poroso bioactivo y uno o más de: titanio y acero inoxidable.

El silicio amorfo poroso forma parte por lo menos de un material de implante ortopédico.

Ventajosamente, el silicio amorfo poroso forma parte de un dispositivo de implante ortopédico.

El dispositivo de implante ortopédico puede comprender silicio amorfo poroso y un metal. El dispositivo de implante ortopédico puede comprender silicio amorfo poroso y un material bioinerte. El silicio amorfo poroso puede ser bioactivo. El silicio amorfo poroso puede formar parte por lo menos de la superficie del implante ortopédico.

Los implantes ortopédicos de la técnica anterior pueden comprender materiales bioinertes tales como titanio o acero inoxidable. El uso de implantes ortopédicos que comprenden silicio amorfo poroso puede ser de valor para el tratamiento o reconstrucción del hueso ya que es relativamente sencillo recubrir metales y otros materiales con silicio amorfo. El hecho de hacer poroso el silicio amorfo formado en la superficie del implante puede conferir bioactividad al implante, permitiendo la unión con el hueso u otro tejido vivo.

Para los objetivos de esta memoria, define aquí biomaterial como un material no vivo apropiado para el uso en la superficie de un cuerpo vivo humano o animal o sobre la misma. Está previsto que interactúe con el entorno biológico en el cual se encuentra introducido. Dichos biomateriales pueden ser bioinertes, bioactivos o reabsorbibles, en función de su interacción con el tejido vivo del cuerpo humano o animal.

Se describirán ahora unas realizaciones de la invención a modo de ejemplo con referencia a los dibujos que se acompañan, en los cuales:

La figura 1a muestra un diagrama esquemático de parte de un dispositivo de implante ortopédico que comprende un andamio de acuerdo con la invención;

La figura 1b muestra una imagen SEM de una estructura de silicio;

La figura 1c muestra una imagen SEM de un primer andamio prototipo de acuerdo con la invención;

La figura 1d muestra una imagen SEM ampliada de parte del primer andamio prototipo mostrado en la figura1c;

La figura 1e muestra una imagen SEM del primer andamio prototipo al cual se le ha aplicado una polarización catódica de aproximadamente 5 voltios, después de haberlo sumergido en SBF durante un período de tiempo de aproximadamente 10 horas;

La figura 1f muestra una imagen SEM ampliada de la superficie del andamio mostrada en la figura 1e;

La figura 1g muestra un gráfico EDX para la superficie recubierta por hidroxiapatita de la estructura mostrada en la figura 1e;

La figura 1h muestra una imagen óptica de una estructura de silicio, después de la inmersión en SBF;

La figura 1i muestra una imagen SEM de parte de la estructura mostrada en la figura 1h después de haber sumergido la estructura en SBF;

La figura 2a muestra un diagrama esquemático de un material de implante ortopédico de acuerdo con la invención, que comprende cemento óseo;

Las figuras 2b (i) y (ii) muestran imágenes SEM de las superficies de un material de implante ortopédico, que comprende un polvo de silicio poroso y un polímero reabsorbible bioinerte que se han sumergido en fluido corporal humano simulado durante dos semanas;

La figura 2c muestra un gráfico EDX para el polímero reabsorbible bioinerte a partir del cual se formó el material de implante de la figura 2b;

La figura 2d muestra un gráfico EDX para el material de implante mostrado en la figura 2b;

La figura 3 muestra un diagrama esquemático de un dispositivo de implante ortopédico que comprende un elemento de fijación de acuerdo con la invención;

La figura 4 muestra un diagrama esquemático de un dispositivo de implante ortopédico de acuerdo con la invención, apropiado para fusión espinal;

La figura 5 muestra un diagrama esquemático de un dispositivo de implante ortopédico de acuerdo con la invención apropiado para el tratamiento de lesión craneofacial;

La figura 6 muestra una radiografía de rayos X que muestra las propiedades de absorción de un disco de silicio;

La figura 7 muestra una radiografía de rayos X que muestra las propiedades de absorción de un material compuesto que comprende un polímero reabsorbible bioinerte y partículas de silicio poroso;

La figura 8 muestra una imagen SEM de una muestra de silicio amorfo después de la inmersión en fluido corporal simulado (SBF) durante un período de tiempo de 4 semanas;

La figura 9 muestra una imagen SEM de una muestra de silicio amorfo poroso después de la inmersión en SBF durante un período de tiempo de cuatro semanas;

La figura 1 muestra un diagrama esquemático de parte de un dispositivo ortopédico, indicado en conjunto por 11, de acuerdo con la invención. El dispositivo comprende una estructura de canales de silicio que es un andamio para asistir en la reparación de un hueso dañado. El andamio comprende silicio mesoporoso 12 que tiene una porosidad de 60% a 90%, en el cual se forma una multiplicidad de canales 13. Los canales ocupan un 65% del volumen del andamio. Los canales 13 presentan diámetros que oscilan entre 190 y 230 \mum. El andamio presenta un tamaño y una forma que se aproximan a la del hueso que falta que ha de ser sustituido. El andamio puede situarse en la zona del hueso que falta para que el hueso circundante pueda crecer en los canales 13. Cuando se produce el crecimiento, el silicio mesoporoso 12 se corroe permitiendo sustituir completamente el hueso. Alternativamente, el andamio puede utilizarse para hacer crecer el hueso de un paciente fuera del cuerpo del paciente, operándose después el paciente para sustituir el hueso.

El andamio puede fabricarse tomando una barra de silicio cristalino masivo y mecanizándolo en la forma deseada. Después se forman en la barra los canales 12 mediante ataque químico profundo en seco, chorro de arena, mecanizado por haz iónico focalizado, o microperforación. La técnica adoptada para formar los canales dependerá en parte del tamaño del andamio y de las dimensiones de los canales 13. Después, la barra formada es anodizada en una solución de HF ácida etanóica durante un período de tiempo de 1 a 10 horas para obtener substancialmente todo el mesoporo del andamio.

La figura 1b muestra un primer andamio prototipo que comprende silicio poroso. El primer andamio prototipo, que es una estructura de canales de silicio, se fabricó a partir de un cubo de silicio de cristal único el cual se cortó de una sección de una barra. El cubo se sometió entonces a un microperforado ultrasónico para generar la estructura mostrada en la figura 1b. Para eliminar daños mecánicos debido a las operaciones de corte y perforación, se realizó un ataque químico isotrópico en la estructura mostrada en la figura 1b (2 minutos en 25 ml de HNO_{3} + 5 ml de HF + 5 ml de ácido acético). Finalmente, todas las superficies se hicieron mesoporosas por medio de ataque químico (5 minutos en 50 ml de HF al 40% y 1 ml de HNO_{3} al 70%) para obtener el andamio del primer prototipo de la figura 1c. La longitud del lado del cubo se encuentra entre 1 y 2,5 mm, el diámetro del canal, para cada canal perforado en el cubo, es de 0,8 mm. La figura 1d muestra la naturaleza porosa de la superficie interior de la cavidad mostrada en la figura 1c.

El primer andamio prototipo se sumergió después en el menisco del SBF, tal como se describe en WO 97/06101, con una polarización eléctrica negativa aplicada por medio de un cable de oro. A una polarización catódica de 5 voltios fluía una corriente eléctrica media de menos de 6 mA a través del andamio en un período de 10 horas. La figura 1e muestra la deposición de hidroxiapatita en la superficie interior de la cavidad mostrada en la figura 1e, lo que indica que la superficie interior del andamio es bioactiva. La figura 1f muestra una imagen SEM ampliada de la hidroxiapatita formada en la superficie interior mostrada en la figura 1e. La figura 1g muestra un gráfico EDX tomado para la parte de la superficie interior del canal mostrado en la figura 1e.

La figura 1h muestra una imagen óptica de un segundo andamio prototipo que es una estructura de canales de silicio de acuerdo con la invención. Para fabricar el segundo andamio prototipo se cortaron secciones cuadradas con una longitud de lado de 70 mm a partir de láminas circulares de 100 mm de diámetro. Cada sección cuadrada se convirtió en una estructura en forma de peine cortando una serie de ranuras paralelas a través de la sección, dejando una tira de 2 mm rebajada al final de cada abertura para actuar como apoyo. Se utilizó una cuchilla de corte de 140 micras con una inclinación de 1,54 mm para definir los dientes de silicio de 1,4 mm de ancho, 0,54 mm de grueso y 68 mm de largo.

Después, se forma una estructura de pila de madera apilando al espesor deseado varias de dichas secciones cortadas, quedando cada una orientada ortogonal a sus adyacentes. Las secciones se unen entre sí a través de técnicas convencionales de unión de láminas de Si, mediante el uso de adhesivos biocompatibles tales como capas delgadas de fosfato cálcico.

La estructura de pila de madera puede hacerse porosa entonces mediante ataque químico estándar o por técnicas de anodización. La figura 1i muestra la formación de hidroxiapatita en la superficie del segundo andamio prototipo como resultado de la polarización catódica del andamio bajo 10 mAcm^{-2} durante 30 minutos en SBF.

La figura 2a muestra un diagrama esquemático de dos partes de un hueso 21, 22 unidas entre sí por un primer material de implante ortopédico indicado en conjunto por 23 de acuerdo con la invención. El primer material de implante comprende un cemento óseo 24 y partículas de silicio poroso 25 dispersadas en dicho cemento 24. Las partículas de silicio poroso 25 se fabrican por anodización de varias láminas para formar capas de silicio poroso en las superficies de la lámina. El silicio poroso se separa de las láminas, por ultrasonidos, y el polvo resultante se criba para seleccionar diámetros en el intervalo de 5 a 250 \mum.

Las partículas de silicio poroso cribado 25 se combinan entonces con polvo de fosfato cálcico que comprende un 63% de \alpha-TCP (fosfato \alpha-tricálcico), un 28% de DCP (fosfato dicálcico), un 9% de hidroxiapatita. El polvo de silicio/fosfato resultante puede tener un contenido en silicio que oscila entre un 5% y un 80% dependiendo de la aplicación. El polvo de silicio/fosfato se combina con una solución acuosa al 2,5% de NaHPO_{4}, siendo la proporción de líquido respecto al polvo de 0,32 cm^{3} por gramo de polvo. (Las composiciones del porcentaje para la solución acuosa, el silicio, y los polvos de fosfato se basan en los pesos de los componentes implicados).

La combinación de la solución acuosa con el polvo de silicio/fosfato da lugar a la formación de una pasta viscosa que puede utilizarse para adherir las partes del hueso, antes de endurecerse para formar la unión requerida. La presencia de las partículas de silicio poroso 25 mejora la resistencia mecánica del material 23 y refuerza la unión del material 23 a las partes del hueso 21, 22.

La figura 2b muestra imágenes SEM de un segundo material de implante ortopédico. El material es un tipo de material compuesto de silicio y comprende partículas de silicio porosas y un polímero. La figura 2b muestra una imagen del compuesto después de que haya sido sumergido en SBF durante un período de tiempo de dos semanas.

Se anodizó una lámina de silicio de tipo p de una resistividad de 0,08 a 0,12 ohm\cdotcm en una solución de HF etanóica al 20%, la evaporación del electrolito de los poros durante el secado con aire produce que una película muy porosa y gruesa fragmente y se separe parcialmente del substrato masivo subyacente. La lámina se invirtió, se le dio un golpe a su cara posterior, y se recogieron unas partículas marrones de silicio poroso con una anchura de unos milímetros aproximadamente en el papel del filtro subyacente. Después, se trituraron entre dos placas de vidrio liso en polvo de silicio poroso amarillo. Se mezcló 80 mg de polvo de policaprolactona, un polímero reabsorbible bioinerte semicristalino, con 100 mg de polvo de silicio poroso y el compuesto se ablandó en una forma moldeable calentándolo a 70ºC. Se conformó entonces una esfera de 5 mm a mano y se dejó endurecer refrescando lentamente a temperatura ambiente para obtener el segundo el material ortopédico. El compuesto de silicio se incubó entonces en SBF durante 2 semanas; la figura 2b muestra las imágenes SEM del segundo material ortopédico después de esta incubación. Las imágenes de la figura 2b muestran el crecimiento de hidroxiapatita en la superficie de las partículas de silicio recubiertas con polímero. La presencia de las partículas de silicio poroso ha conferido, por lo tanto, bioactividad al polímero anteriormente bioinerte.

La figura 2c muestra un gráfico EDX para la policaprolactona a partir de la cual se forma el segundo material de implante mostrado en la figura 2b tras la inmersión en fluido corporal simulado durante dos semanas. No hay presente silicio ni hidroxiapatita y en el gráfico tan sólo están presentes máximos de carbono y oxígeno.

La figura 2d muestra un gráfico EDX para el segundo material de implante después de que se haya sumergido en fluido corporal humano simulado durante dos semanas. La presencia de silicio muestra que tanto el silicio como el polímero están presentes, siendo los otros máximos indicativos de la presencia de hidroxiapatita.

La figura 3 muestra un diagrama esquemático de un dispositivo ortopédico de acuerdo con la invención. El dispositivo comprende un elemento de fijación, indicado en conjunto por 31, formado a partir de polímero absorbible 32, tal como poliláctido co glicólido (PLGA), y polvo de silicio mesoporoso 33. El dispositivo es apropiado para fijar el tejido poroso al hueso.

El silicio poroso puede dispersarse por todo el cuerpo del elemento de fijación 31. El PLGA se tritura en un martillo refrigerado por agua para producir un polvo pulverizado del PLGA. Puede formarse un polvo de silicio poroso 33 por anodización, tratamiento ultrasónico, y cribado, tal como se ha descrito anteriormente respecto a la fabricación de cemento óseo. Después se mezclan completamente los polvos de PLGA y silicio poroso en unas proporciones tales que la mezcla resultante tenga un contenido en silicio de un 40 a un 90%, en masa. El polvo se moldea a compresión a 12 MPa durante 5 minutos a una temperatura de aproximadamente 85ºC para obtener el elemento de fijación. La presencia del polvo de silicio poroso mejora las propiedades mecánicas del elemento de fijación y confiere las propiedades semiconductoras al mismo.

Alternativamente, el silicio poroso puede dispersarse substancialmente en la superficie del elemento de fijación. Un polímero de PLGA puro se moldea para darle la forma de un elemento de fijación y se incrustan partículas de silicio porosas a presiones de 2 a 10 MPa y temperaturas entre 60º y 90ºC durante 20 segundos a 2 minutos. La presencia de silicio poroso en la superficie del elemento de fijación refuerza su bioactividad y también confiere propiedades semiconductoras a su superficie.

La figura 4 muestra un diagrama esquemático de un dispositivo de implante ortopédico de acuerdo con la invención apropiado para fusión espinal. El dispositivo comprende un cilindro 41 que tiene una serie de ranuras de crecimiento del hueso 42 y unas aberturas de vascularización 43. El cilindro 41 comprende silicio cristalino masivo y silicio mesoporoso, estando formado el silicio mesoporoso por lo menos en la parte de la superficie del cilindro 41. La longitud del cilindro 41 es de entre 20 y 30 mm y su diámetro es de entre 15 y 20 mm; las aberturas de vascularización 43 son de aproximadamente 6 x 7 mm y las ranuras de crecimiento del hueso 42 tienen un diámetro de entre 2 y 5 mm. La orientación del dispositivo es tal que las ranuras de crecimiento del hueso 42 están orientadas hacia los extremos vertebrales superior e inferior.

Una sección de la barra cilíndrica que puede ser impurificada p+ o n+, se perfora y se le aplica un ataque químico al agua para eliminar un núcleo cilíndrico de su centro. Las ranuras de crecimiento del hueso 42 y las aberturas de vascularización 43 se taladran mecánicamente y se les aplica un ataque químico con pulido de HF:HNO_{3} para eliminar daños por el corte. Después, todo el cilindro 41 es anodizado utilizando una solución ácida etanóica de HF dando lugar al dispositivo ortopédico, apropiado para la fusión espinal, de acuerdo con la invención. El silicio cristalino masivo a partir del cual está formado principalmente el cilindro 41 proporciona un material de alta resistencia apropiado para éstas y otras aplicaciones que soportan cargas. Por ejemplo, la resistencia máxima a la tracción del silicio cristalino masivo es tres veces superior a la del cable de acero inoxidable.

La figura 5 muestra un diagrama esquemático de un dispositivo de implante ortopédico de acuerdo con la invención, apropiado para el tratamiento de una lesión craneofacial. El dispositivo comprende una placa osteosintética 51 que se fija al hueso dañado para asistir en la reparación. La placa 51 tiene forma de T, presenta una serie de orificios 52 formados en la misma, y tiene dos dimensiones (que corresponden a los brazos y cuerpo de la T) en el intervalo de entre 25 y 30 mm; encontrándose la tercera dimensión en el intervalo de 0,1 a 0,5 mm. La placa se fabrica cortando una lámina de silicio estándar para formar la configuración en T y formando los orificios requeridos. Los daños por el corte y el taladrado se eliminan mediante una etapa de ataque químico isotrópico húmedo. El ataque químico isotrópico también produce el redondeo de los bordes de la placa. Después, el silicio cristalino masivo de la lámina es anodizado en una solución de HF ácida etanóica, para formar una capa de silicio poroso en la superficie del plato 51 o bien hacer completamente porosa la placa 51. (Al hacer completamente poroso se abre el camino para una corrosión completa de la placa; al hacer parcialmente poroso se refuerza la bioactividad).

Se realizaron unos experimentos para determinar las propiedades de rayos X del silicio poroso. Se grabaron imágenes en una película polaroid utilizando una unidad de rayos X Serie M Todd Research. Este fluoroscopio de rayos X tiene una cámara de visión de tipo cajón de gran capacidad para examinar objetos a un tamaño máximo de 64 x 46 x 16 cm. El tubo de rayos X tiene un voltaje de funcionamiento de 50-100 kV, una corriente de salida de 5 mA, un punto focal de 2 mm y un ángulo objetivo de 20 grados. Se tomaron imágenes de varias estructuras de silicio, inmersas en el interior de las patas de cadáveres de pollos, utilizando un modo de funcionamiento de 80 kV con tiempos de exposición entre 1 y 3 segundos. La película polaroid se colocó encima del objeto bajo observación, emergiendo el haz de iluminación de rayos X desde abajo de la cámara de visión, hacia la pantalla fluorescente anterior. Los materiales se incrustaron en la pata tras la incisión con una cuchilla de escalpelo.

La figura 6 muestra una radiografía que compara la absorción de rayos X de un disco de silicio con la de un disco de titanio. Tanto el tejido poroso como las estructuras óseas de la pata son evidentes; la rótula de la rodilla distinta en el lado de la derecha de la imagen, donde el delgado peroné también se distingue del hueso de la tibia más grueso. Ambos huesos se extienden en la zona del tobillo más allá del lado izquierdo de la imagen. La zona circular oscura central sobre la tibia corresponde al disco de titanio; la segunda imagen circular a la izquierda del disco del titanio es la del disco de silicio.

La figura 7 muestra una radiografía de rayos X de una partícula del compuesto 71 del segundo material de implante ortopédico, cuya fabricación se describió anteriormente. La partícula del compuesto se dispone en un extremo de una incisión que se extiende desde la posición 71 a la posición 72. La incisión forma una línea tenue entre estos dos puntos de la radiografía. Antes de tomar radiografía se colocó una partícula de polímero, que tiene aproximadamente el mismo tamaño que la partícula de compuesto 71, en la posición 72, y como puede apreciarse, no formó ninguna imagen. Por lo tanto, la presencia de silicio poroso confiere al compuesto opacidad a los rayos X.

Los implantes ortopédicos de la técnica anterior a menudo comprenden un metal bioinerte tal como acero inoxidable. Un implante ortopédico de acuerdo con la invención puede comprender acero inoxidable y silicio amorfo poroso. Por lo menos parte de la superficie del implante puede estar formada por el silicio amorfo poroso.

Puede depositarse silicio amorfo de calidad del dispositivo en acero inoxidable mediante técnicas estándar tales como las descritas en Physical Review Letters Vol. 77, p1885-1888 (1996). El silano se descompone utilizando plasma de rf a 250ºC, y boro impurificado por medio de la adición de gas diborano, para obtener una película de 2 micras de grosor de silicio amorfo. El substrato sobre el cual se deposita el silicio amorfo es una placa de acero inoxidable pulida ópticamente.

Una vez que el silicio amorfo se ha depositado, éste puede hacerse poroso, de nuevo a través de técnicas estándar tales como las descritas en EP 96925906.8. Las zonas circulares de la placa se anodizan de manera selectiva en una solución de HF (HF/agua/etanol: 5/9/6 en volumen).

La placa se incubó en un fluido corporal simulado (SBF) durante aproximadamente 4 semanas, sustituyéndose la solución por fluido corporal simulado fresco después de 2 semanas. La figura 8 muestra una imagen SEM de una muestra de silicio amorfo que se ha depositado sobre una placa de acero inoxidable, y la figura 9 ilustra una muestra de silicio poroso amorfo, formada en una parte diferente de la misma placa de acero. Las imágenes SEM tanto de la figura 8 como de la figura 9 son para superficies que han sido sumergidas en SBF para el período de cuatro semanas. La imagen de la figura 8 muestra que substancialmente no se ha depositado hidroxiapatita en el substrato de silicio amorfo no poroso. No hay tampoco indicios de corrosión.

La figura 8 se diferencia de la figura 9 en que tanto la deposición de hidroxiapatita como la corrosión se ha producido como resultado del tratamiento con SBF. La corrosión de la superficie indica que el silicio poroso amorfo es reabsorbible y la deposición de hidroxiapatita indica que el silicio poroso amorfo es bioactivo y biocompatible.

Claims

1. Material de implante ortopédico bioactivo que comprende silicio poroso semiconductor y un material portador, quedando por lo menos parte del silicio en contacto con por lo menos parte del material portador; caracterizado por el hecho de que el material portador comprende un polímero y el silicio comprende partículas de silicio poroso.

2. Material de implante según la reivindicación 1, caracterizado por el hecho de que el material portador comprende policaprolactona.

3. Cemento óseo que comprende un material de implante según la reivindicación 1.