ES2264254T3

ES2264254T3 - Placa de fijacion deformable bioabsorbible.

Info

Publication number: ES2264254T3
Application number: ES99907601T
Authority: ES
Inventors: Pertti Tormala; Timo Pohjonen; Harri Happonen; Auvo Kaikkonen
Original assignee: Linvatec Biomaterials Oy
Current assignee: Bionx Implants Oy
Priority date: 1998-03-06
Filing date: 1999-03-05
Publication date: 2006-12-16
Anticipated expiration: 2019-03-05
Also published as: EP1058519B1; AU2728299A; ATE325580T1; JP2002505142A; EP1058519A1; DE69931247T2; US6221075B1; WO1999044529A1; CA2322295A1; DE69931247D1; US6692497B1

Abstract

Método para conformar un dispositivo de estabilización ósea implantable, para estabilizar una pluralidad de trozos de hueso, comprendiendo: el proporcionar un dispositivo de estabilización ósea que posea rigidez estructural, siendo formado dicho dispositivo de un material de osteosíntesis resorbible, uniaxialmente y/o biaxialmente orientado, que sea substancialmente rígido, dimensionalmente estable y substancialmente deformable en un primer estado termoquímico ¿el cual es a temperatura ambiente-, poseyendo dicho dispositivo (11, 17, 27, 28, 33) una sección alargada (12, 18, 31, 32) comprendiendo superficies primera y segunda, y una pluralidad de aberturas de sujeción (15, 21, 29, 30, 34) dispuestas entre dichas superficies primera y segunda, por lo que dicho dispositivo es capaz de estabilizar dicha pluralidad de trozos de hueso después de la implantación, siendo capaz además dicho dispositivo de mantener su forma en un segundo estado termoquímico ¿el cual es a temperatura corporal- despuésde su fijación a dichos trozos de hueso, durante un período de tiempo suficiente como para que dicho trozo de hueso cure; y el formar el dispositivo de estabilización ósea hasta conseguir una configuración deseada en el primer estado termoquímico, en donde están excluidos métodos para el tratamiento del cuerpo humano o animal por medio de cirugía practicada en el cuerpo humano o animal.

Description

Placa de fijación deformable bioabsorbible.

Campo de la invención

La presente invención está relacionada, por lo general, con un método para conformar sistemas de fijación al tejido corporal, incluyendo material de fijación a tejido corporal comprendiendo placas biocompatibles, bioabsorbibles (resorbibles) termoplásticas, y con métodos para la utilización de estos sistemas y materiales.

Antecedentes de la invención

Los sistemas de fijación tradicionales ortopédicos y traumatológicos para facilitar la curación de fractura ósea (osteosíntesis) emplean usualmente material metálico, e.g., placas, tornillos, varillas y similares, formado en metales biocompatibles, resistentes a la corrosión, tales como el titanio y el acero inoxidable. Son descritas placas metálicas típicas, e.g., en el libro F. Séquin y R. Texhammar, AO/ASIF Instrumentation, Springer-Verlag, Berlin, Heidelberg, 1981, en las páginas 21-22, 55-79, 107-108, 117-122. Mientras que tales sistemas son generalmente efectivos para sus propósitos previstos, poseen un número de deficiencias inherentes. Por ejemplo, ha sido reportada la liberación de metal en los tejidos adyacentes. Ver, e.g., L.E. Moberg et al. Int. J. Oral. Maxillofac. Surg. 18 (1989) en las páginas 311-314. Otras deficiencias reportadas incluyen protección de estrés, ver P. Paavolainen et al., Clin. Orthop. Rel. Res. 136 (1978) 287-293, y restricción de crecimiento en individuos jóvenes, ver K. Lin et al., Plast. Reconstr. Surg. 87 (1991) 229-235. En chicos y niños jóvenes existe el riesgo de que las placas y los tornillos metálicos pueden hundirse hasta el hueso craneal y por debajo del mismo, como consecuencia del crecimiento del hueso craneal, amenazando de esta manera el cerebro. Ver, e.g., J. Fearon et al., Plast. Reconstr. Surg. 4 (1995) 634-637. Por lo tanto, es recomendado por lo general que los implantes no funcionales deben ser retirados finalmente, al menos en individuos en crecimiento. Ver C. Lindqvist, Brit. J. Oral Maxillofac. Surg. 33 (1995) páginas 69-70.

Especialmente en las cirugías maxilofacial y craneal son populares para utilización las miniplacas metálicas. Ver, e.g., W. Muhlbauer et al., Clin. Plast. Surg. 14 (1987) 101-111 ; A. Sadove y B. Eppleg, Ann. Plast. Surg. 27 (1991) 36-43 ; y R. Suuronen, Biodegradable Self-reinforced Polylactide Plates and Screws in the Fixation of Osteotomies in the Mandible, Tesis Doctoral, Helsinki University, Helsinki, 1992, pág. 16, y referencias en la misma. Las miniplacas son placas pequeñas, finas y estrechas, las cuales muestran agujeros para la fijación por medio de tornillos. Usualmente están situadas en el hueso, perpendicularmente sobre la fractura, con el fin de fijar la masa ósea a ambos lados de la fractura entre sí. Las geometrías usuales de las miniplacas son descritas, e.g., en la Patente americana nº 5.290.281 en las Figuras 6A-6F.

La ventaja principal de las placas metálicas (como las placas de titanio, acero inoxidable y cobalto-cromo-molibdeno) es que son fuertes, resistentes y dúctiles, de tal forma que pueden ser deformadas o conformadas (e.g., dobladas) a temperatura ambiente en la sala de operaciones, bien a mano o por medio de instrumentos especiales, hasta conseguir una forma que se ajuste a la topografía de superficie del hueso al que han de ser fijadas. De esta forma, la placa puede ser fijada en línea con la superficie ósea a la cual la placa es aplicada.

A la vista de las deficiencias anteriores de las placas metálicas, sin embargo, han sido desarrolladas placas bioabsorbibles para la fijación de la fractura. Fueron desarrolladas placas longitudinales de seis aberturas para estudios ortopédicos con animales. Ver Eitenmüller et al., European Congress on Biomaterials, Abstracts, Instituto Rizzoli, Bologna, 1986, pág. 94. Sin embargo, debido a su fuerza inadecuada, algunas de las placas se rompieron en los experimentos con animales relacionados con fijación de fractura.

Una ventaja especial de las placas bioabsorbibles es que pueden ser proporcionadas con aberturas para la inserción a través de las mismas de sujeciones quirúrgicas (como tornillos), al mismo tiempo que aportan medios que permiten la formación de aberturas de sujeción adicionales a través de la misma durante un procedimiento quirúrgico a discreción del cirujano, conforme ha sido descrito en la especificación de Patente europea EP 0 449 867 B1.

La desventaja principal de las placas bioabsorbibles antiguas es que pueden ser deformadas (dobladas) permanentemente y con seguridad únicamente a temperaturas elevadas, por encima de su temperatura de transición vítrea (T_{g}), conforme ha sido descrito, e.g., en EP 0 449 867 B1 y en la Patente americana nº 5.569.250. Por debajo de su T_{g} las placas bioabsorbibles antiguas son frágiles y se rompen con facilidad cuando son deformadas. Únicamente a temperaturas por encima de la T_{g} posee la estructura molecular de las placas antiguas movilidad suficiente como para permitir el conformado (e.g., doblado) sin el riesgo de rotura. Conforme a ello, la Patente americana nº 5.569.250 describe una placa de osteosíntesis biocompatible que es capaz de ser utilizada asegurando una pluralidad de trozos de hueso adyacentes. Esta placa de osteosíntesis biocompatible incluye una sección alargada, poseyendo una cara superior y una cara inferior, al menos una abertura de sujeción dispuesta entre la cara superior y la cara inferior, y medios dispuestos sobre la sección alargada para permitir la formación de aberturas de sujeción adicionales a través de la misma durante un procedimiento quirúrgico. La placa de osteosíntesis se encuentra en un primer estado termoquímico en una primera configuración, y es capaz de pasar a un segundo estado termoquímico, de tal forma que pueda ser deformada con anterioridad a su fijación. El primer estado termoquímico es, usualmente, a temperatura ambiente (condiciones de la sala de operaciones) y el segundo estado termoquímico es, usualmente, una temperatura elevada por encima de la T_{g} del material polimérico (e.g., para poliláctidos entre los 50 y los 60ºC). Por consiguiente, con el fin de conformar las placas descritas en la Patente americana nº 5.569.250 éstas deben ser transformadas desde su primer estado termoquímico hasta el segundo estado termoquímico por medio de calentamiento y, a continuación, deben ser transformadas de nuevo hasta el primer estado termoquímico antes de su fijación. Debido a que la conductividad termal de los materiales poliméricos es pobre, la conversión del material hasta una segunda temperatura es un proceso lento. Por lo tanto, el uso clínico de las placas de la Patente americana nº 5.569.250 es tedioso, lento y complejo, especialmente si el cirujano debe conformar la placa varias veces para hacer que se adapte con exactitud a la forma del hueso al que ha de ser fijada.

K. Bessho et al., J. Oral. Maxillofac. Surg. 55 (1997) 941-945, describió una miniplaca bioabsorbible de poli-L-láctido y un sistema de atornillado para osteosíntesis en cirugía oral y maxilofacial. Sin embargo, con el fin de conformar las placas de esa referencia, deben ser primeramente calentadas por inmersión en una solución salina fisiológica esterilizada caliente, o por medio de la aplicación de aire caliente hasta que se vuelven plásticas, y únicamente entonces pueden ser ajustadas a la superficie del hueso.

EP 0 449 867 B1 describe una placa para la fijación de una fractura ósea, osteotomía, artródesis, etc., siendo la finalidad de dicha placa el ser fijada sobre hueso, al menos, con un dispositivo de fijación, como un tornillo, varilla, clamp o dispositivo correspondiente, en donde la placa comprende, al menos, dos placas esencialmente sobrepuestas para proporcionar una construcción de placa multicapa. Las placas individuales de dicha construcción de placa multicapa son flexibles, con el fin de permitir un cambio de forma de dicha construcción de placa multicapa hasta asumir substancialmente la forma de la superficie ósea, durante las condiciones de la operación, por medio de una fuerza externa -como a mano y/o por medio de instrumento de doblamiento dirigido a dicha construcción de placa multicapa-, por lo que cada placa individual asume su propia posición con respecto a otras placas individuales, por medio de movimiento diferencial a lo largo de las respectivas superficies de las placas coincidentes.

Aunque dicha placa multicapa se adapta incluso a la superficie curva ósea sin calentamiento de las placas individuales, el uso clínico de las placas multicapa es tedioso, debido a que las placas individuales resbalan fácilmente entre sí antes de la fijación. Adicionalmente, el grosor del sistema de placa multicapa fácilmente se convierte en demasiado grueso para aplicaciones cráneo-maxilofaciales, causando problemas cosméticos e incremento de los riesgos de reacciones a cuerpo extraño.

La Patente americana nº 5.342.395 describe un dispositivo de reparación quirúrgica bioabsorbible, portador de carga, fabricado en un copolímero, el cual está compuesto de primeros ligandos de fase dura de copolímero láctido o láctido/gliclólido, y de segundos ligandos de fase blanda de un polímero o copolímero gomoso, en donde la fase dura proporciona rigidez y la fase blanda facilita deformabilidad.

La Patente americana nº 4.671.280 describe la fabricación de un miembro de sujeción o grapa, por medio del bobinado de un filamento polimérico bioabsorbible orientado alrededor de una barra formadora, cuyo bobinado es llevado a cabo a una temperatura por debajo de la temperatura de transición vítrea del polímero. Normalmente el bobinado será realizado a temperatura ambiente. Debido a que el filamento orientado es bastante rígido, las espiras se encuentran dobladas hacia afuera ligeramente por los lados de la barra formadora. De esta forma, las espiras no asumen por completo la configuración deseada del miembro de sujeción (o grapa) hasta que los filamentos son calentados, lo cual usualmente es realizado durante la fase de templado (ver, e.g., la Patente americana nº 4.671.280; columna 5, dos primeros párrafos). De esta forma, mientras que la Patente americana nº 4.671.280 puede describir algún doblamiento del filamento estirado a una temperatura ambiente, el doblamiento no proporciona la deseada configuración del material hasta que los filamentos son calentados adicionalmente. Los filamentos son calentados durante la fase de templado hasta alcanzar una temperatura por encima de la temperatura de transición vítrea del material (ver también el Ejemplo 1 de la Patente americana nº 4.617.280).

Por lo tanto, existe la necesidad de un dispositivo de osteosíntesis bioabsorbible (bioresorbible o biodegradable), como una placa, el cual es fino y substancialmente rígido, y substancialmente deformable en un primer estado termoquímico, siendo también estable dimensionalmente antes y después de la deformación (conformación) en dicho primer estado termoquímico. Existe también la necesidad de una placa de osteosíntesis bioabsorbible (bioresorbible o biodegradable) que sea fuerte, resistente, no produzca una respuesta inflamatoria substancial, y cuya placa pueda ser deformada, aún siendo estable dimensionalmente, a temperaturas por debajo de la temperatura de transición vítrea (T_{g}) del material del cual está fabricado el dispositivo, con el fin de facilitar la conformación. Adicionalmente existe la necesidad de una placa de osteosíntesis bioabsorbible (bioresorbible o biodegradable) de este tipo, que sea fuerte, resistente, que no produzca una respuesta inflamatoria substancial, y cuya placa pueda ser deformada, aún siendo estable dimensionalmente, a temperatura ambiente en las condiciones de la sala de operaciones, con el fin de facilitar la conformación de la placa. Del mismo modo, existe la necesidad de una placa de osteosíntesis bioabsorbible (bioresorbible o biodegradable) de este tipo, que sea fuerte, resistente, que no produzca una respuesta inflamatoria substancial, y cuya placa pueda ser deformada, aún siendo estable dimensionalmente, en las condiciones de la sala de operaciones (en el primer estado termoquímico) para permitir su fijación sobre el hueso sin distorsión de la configuración de los fragmentos óseos a ser fijados, y cuya placa conformada sea también estable dimensionalmente en un segundo estado termoquímico, en condiciones tisulares, cuando se encuentra fijada sobre la superficie ósea, con el fin de facilitar la curación sin problemas de la fractura ósea.

Resumen de la invención

La Patente americana nº 5.569.250 de un modelo antiguo, muestra que los implantes de fijación poliméricos bioabsorbibles, como las placas, deben ser fabricados en material no orientado y que los implantes son relativamente rígidos en un primer estado termoquímico, y son relativamente deformables únicamente en un segundo estado termoquímico (a temperatura elevada) a la cual es llevado el implante de forma temporal, previamente a su implantación.

En esta invención hemos descubierto, de forma sorprendente, que los polímeros, copolímeros, aleaciones de polímeros o composites con rellenos particulados cerámicos o refuerzos de fibra, termoplásticos bioabsorbibles frágiles y/o relativamente débiles, teniendo la T_{g} del material por encima de la temperatura corporal humana, cuyos materiales no pueden ser deformados a temperatura ambiente, pueden ser transformados -a través de orientación uniaxial y/o biaxial del material en el estado sólido- en materiales que son deformables a temperatura ambiente. Por consiguiente, la presente invención describe materiales e implantes uniaxialmente y/o biaxialmente orientados, rígidos y resistentes, como placas, los cuales pueden ser deformados en un primer estado termoquímico -el cual es a temperatura ambiente- en las condiciones de la sala de operaciones previamente a su implantación, y cuyos implantes mantienen bien su forma deformada (conformada) en el segundo estado termoquímico -a temperatura corporal, en condiciones tisulares- cuando son implantados sobre el hueso, de tal forma que mantienen los fragmentos óseos fijados esencialmente en la posición deseada para facilitar la curación de la fractura ósea.

Una ventaja de la presente invención es que proporciona un implante biocompatible uniaxialmente y/o biaxialmente orientado de bajo perfil, con una fuerza suficiente como para ser capaz de asegurar una pluralidad de trozos de hueso adyacentes. Otra ventaja de la presente invención es el proporcionar un implante biocompatible uniaxialmente y/o biaxialmente orientado que es bioresorbible a lo largo de un período de tiempo deseado, al tiempo que no genera una respuesta inflamatoria substancial. Una ventaja adicional de la presente invención es el proporcionar un implante biocompatible y bioabsorbible uniaxialmente y/o biaxialmente orientado -como una placa- que es relativamente rígido en un primer estado termoquímico, pero que es también relativamente deformable en dicho primer estado termoquímico previamente a su implantación.

Una ventaja adicional de la presente invención es el proporcionar un implante bioabsorbible uniaxialmente y/o biaxialmente orientado, que es capaz de ser deformado de forma repetida en dicho primer estado termoquímico previamente a su implantación. Otra ventaja de la presente invención es el proporcionar un implante biocompatible uniaxialmente y/o biaxialmente orientado, que puede ser fácilmente fabricado y de forma barata, con tensiones internas reducidas. Una ventaja adicional de la presente invención es que proporciona un dispositivo de fijación biocompatible uniaxialmente y/o biaxialmente orientado, que es capaz de asegurar otro dispositivo implante biocompatible uniaxialmente y/o biaxialmente orientado de este tipo y uno o más trozos de hueso adyacentes.

Además, la presente invención -en una forma de la misma- proporciona una placa de osteosíntesis biocompatible, uniaxialmente y/o biaxialmente orientada de bajo perfil, que es capaz de asegurar una pluralidad de trozos de hueso adyacentes. La placa de osteosíntesis utilizada en el método de la presente invención incluye una sección alargada que posee una cara superior y una cara inferior, cuya sección alargada es capaz de ser conformada para atravesar un sitio de fractura o sitio de osteotomía para la subsiguiente fijación a trozos de hueso adyacentes. La placa de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientada incluye adicionalmente una pluralidad de aberturas de sujeción dispuestas entre la cara superior y la cara inferior, con el fin de permitir el paso de una pluralidad de sujeciones quirúrgicas a través de las mismas. La placa de osteosíntesis incluye, además, medios dispuestos sobre la sección alargada para permitir la formación de aberturas de sujeción adicionales a través de la misma durante un procedimiento quirúrgico, a discreción del cirujano. La placa de osteosíntesis es relativamente rígida en una primera temperatura, y es deformable en tres dimensiones, aún siendo dimensionalmente estable, en dicha primera temperatura. La placa de osteosíntesis mantiene una posición deformada en dicha primera temperatura en condiciones de operación, pero puede volver seguidamente a su configuración original por medio de redeformación en dicha primera temperatura y dicho primer estado termoquímico. Como tal, la placa de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientada, formada conforme a la presente invención, puede ser deformada repetidamente y volver a su configuración original en dicha primera temperatura (primer estado termoquímico), con el fin de contornear la placa de osteosíntesis precisamente en una configuración deseada a través de sucesivas iteraciones.

Los dispositivos de fijación bioresorbibles, o tornillos de hueso, son capaces de ser insertados a través de aberturas de sujeción dispuestas dentro de las placas de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas de la presente invención.

La presente invención proporciona un método para formar una placa de osteosíntesis biocompatible, uniaxialmente y/o biaxialmente orientada, de bajo perfil, incluyendo las fases de formación de una chapa metálica, orientación polimérica uniaxialmente y/o biaxialmente, formación de una placa de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientada procedente de la chapa metálica orientada, acabado, limpieza de la superficie, esterilización y empaquetado.

Será descrito también un método para permitir una ajuste seguro entre una pluralidad de trozo de hueso adyacentes, incluyendo la fases de proporcionamiento de una placa de osteosíntesis biocompatible, uniaxialmente y/o biaxialmente orientada, de bajo perfil; el posicionamiento de la placa de osteosíntesis biocompatible, uniaxialmente y/o biaxialmente orientada, sobre una pluralidad de trozos de hueso adyacentes; el proporcionamiento de una pluralidad de sujeciones quirúrgicas para permitir un ajuste fijo entre la placa de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientada y, al menos, un trozo de hueso adyacente; el posicionamiento de la pluralidad de sujeciones quirúrgicas dentro de una pluralidad de aberturas de sujeción sobre la placa de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientada; y el aseguramiento de la pluralidad de sujeciones quirúrgicas en los trozos de hueso adyacentes.

La orientación uniaxial y/o biaxial de polímeros o composites de polímero con deformación en estado sólido es un proceso muy conocido dentro del campo científico y de la tecnología de polímeros. Durante la orientación las moléculas del polímero, o sus segmentos, tienden a alinearse con su eje largo en la dirección de la orientación. Es dada una descripción del campo molecular sobre orientación de materiales poliméricos y de su caracterización física, e.g., en la Patente americana nº 4.968.317. Lo efectos de la orientación son más pronunciados en los polímeros parcialmente cristalinos, pero es posible también el orientar polímeros no cristalinos (amorfos), como ha sido descrito en PCT/FI96/00511.

Breve descripción de los dibujos

Serán evidentes otras ventajas de la presente invención para una persona experta en este campo después de leer la siguiente especificación y de los siguientes dibujos.

La Fig. 1 describe una vista en perspectiva de una pluralidad de placas de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas, conforme a la presente invención, mostrada en relación con la reparación de múltiples fracturas cráneo-maxilofaciales o mandibulares, o con la reconstrucción para incluir las áreas pediátrica y ortognática.

Las Figs. 2A a 2C describen vistas superiores de placas de osteosíntesis conforme a los enunciados de algunas realizaciones de la presente invención.

La Fig. 3 es una vista transversal de una placa de osteosíntesis de la Figura 2A, a lo largo de la línea a, conforme a los enunciados de una realización preferida de la presente invención.

La Fig. 4 es una vista en perspectiva ilustrando una placa de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientada, junto con un tornillo de hueso posicionado en una posición relativa elevada para su inserción dentro de una abertura de sujeción de la placa de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientada.

La Fig. 5 es una vista transversal de la placa de osteosíntesis mostrada en la Fig. 4, a lo largo de la línea b-b, con un tornillo de hueso dispuesto dentro de una abertura de sujeción de la placa de osteosíntesis.

Las Figs. 6A a 6J describen vistas superiores de otras geometrías usuales de placas de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas, conforme a los enunciados de la presente invención.

La Fig. 7 es una vista transversal de placas que muestran deformación de una preforma de placa con un método de cizalla.

Las Figs. 8A a 8C muestran esquemáticamente el doblamiento de placas de la invención a temperatura ambiente.

La Fig. 9A es una vista transversal esquemática de un extrusor hidrostático para la orientación de tochos de polímero bioabsorbibles. Las Figs. 9B y 9C muestran esquemáticamente el cambio de sección transversal de un tocho rectangular durante la extrusión hidrostática.

Las Figs. 10A y 10B muestran esquemáticamente un sistema de rodillos para la deformación y orientación de preformas de placa.

Descripción de las realizaciones preferidas

Con el fin de promover un entendimiento de los principios de la invención se hará referencia ahora a las realizaciones preferidas de la presente invención. Sin embargo, se entenderá que no se pretende aquí limitación alguna en el ámbito de la invención, siendo consideradas las alteraciones y modificaciones adicionales, y las modificaciones adicionales de los principios de la invención, como lo serían para una persona experta en el campo al que pertenece la invención.

Refiriéndonos a la Fig. 1A, son mostradas las placas de osteosíntesis bioabsorbibles, biocompatibles, uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas, 1 a 6, 6a y 6b. Las placas de osteosíntesis biocompatibles, uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas, 1 a 6 son mostradas dispuestas sobre las fracturas óseas 7 a 10, mientras que las placas 6a y 6b son mostradas situadas en posición para reconstrucción facial. Será entendido que las placas de osteosíntesis bioabsorbibles, biocompatibles, uniaxialmente o biaxialmente orientadas, como las placas 1 a 6 (y 6a & 6b) pueden presentar cualquier tamaño o forma, conforme será expuesto aquí a continuación. Adicionalmente, las placas de osteosíntesis biocompatibles, uniaxialmente o biaxialmente orientadas, 1 a 6 (y 6a & 6b) pueden también ser deformables y rígidas en un primer estado termoquímico, como en las condiciones de la sala de operaciones. "Un estado termoquímico", según es utilizado a la hora de describir la presente invención, es definido conforme a la Patente americana nº 5.569.250 como una combinación de condiciones térmicas y químicas resultantes de la exposición a ciertos ambientes térmicos y químicos, como la temperatura ambiente y la atmósfera de una sala de operaciones, respectivamente. Aunque un tipo de cambio en el estado termoquímico tiene lugar únicamente por medio de un cambio de temperatura, los cambios en el estado termoquímico de un implante biocompatible uniaxialmente y/o biaxialmente orientado de la presente invención deben ser entendidos como no limitados únicamente a cambios de temperatura. Preferiblemente, las placas de osteosíntesis bioabsorbibles, biocompatibles, uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas de esta invención son relativamente rígidas tanto a temperatura ambiente como a la temperatura del cuerpo humano, y son deformables a temperaturas (como la temperatura ambiente) por debajo de la T_{g} del material del cual son confeccionadas las placas de osteosíntesis biocompatibles uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas. Por lo tanto, no hay necesidad de calentar las placas de esta invención hasta temperaturas por encima de la T_{g} del material, como debe ser hecho con las placas antiguas. Debido a la orientación molecular uniaxial y/o biaxial de los materiales de la invención, éstos muestran rigidez substancial y deformabilidad substancial en todas las temperaturas entre la T_{g} del material y la temperatura ambiente, o incluso a temperaturas por debajo de la temperatura ambiente.

Es importante señalar que las placas de osteosíntesis bioabsorbibles, biocompatibles, uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas, utilizadas conforme a esta invención, son formadas por medio de un método tal que las placas de osteosíntesis biocompatibles, uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas, son dimensionalmente estables y deformables en condiciones de operación a temperatura ambiente (primer estado termoquímico) y a temperatura corporal (segundo estado termoquímico). Conforme es utilizado aquí, el término "dimensionalmente estable" significa que las placas bioabsorbibles, biocompatibles, uniaxialmente o biaxialmente orientadas, son capaces de mantener substancialmente la misma configuración en cualquiera de dichos dos estados termoquímicos, de tal forma que las placas de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas facilitan la curación de la fractura ósea al mantener los trozos de la fractura en la posición adecuada entre sí.

La rigidez, deformabilidad y la estabilidad dimensional de las placas son debidas al proceso de fabricación de las placas uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas, el cual es expuesto también más abajo. Las placas de osteosíntesis biocompatibles, uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas, como las de la Fig. 1, son formadas usualmente de un polímero, copolímero, aleación de polímero o composite con rellenos particulados cerámicos o refuerzos de fibra, bioabsorbible, uniaxialmente y/o biaxialmente orientado. Un ejemplo de tales materiales es una composición de copolímero láctido (80% mol) y glicólido (20% mol), el cual es orientado y posee una temperatura de transición vítrea de entre 50ºC y 65ºC.

Las placas de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas confeccionadas utilizando materiales orientados bioabsorbibles, y en la manera expuesta más abajo, mantendrán una parte substancial de su fuerza después de las primeras semanas o meses después de su implantación, cuando esta fuerza debe ser relativamente alta. Las placas de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas pueden ser confeccionadas en materiales parcialmente cristalinos o no cristalinos (amorfos). Las placas de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas, utilizadas conforme a la invención, son capaces de estabilizar una pluralidad de trozos de hueso durante un período de uno a varios meses después de su implantación, y sin embargo serán completamente resorbidas después de un año o varios años después de su implantación, dependiendo de factores tales como la composición química y la masa molar del material polimérico bioabsorbible, el tamaño y geometría del implante, o la posición del implante en el cuerpo humano. Por consiguiente, el tiempo de resorción puede ser ajustado para ser rápido o lento. La resorción lenta es beneficiosa en el caso de fracturas de curación lenta, y una resorción relativamente rápida del material bioabsorbible reduce la apariencia cosmética no deseada, así como la restricción en el crecimiento en pacientes pediátricos.

Será considerado que la placa de osteosíntesis bioabsorbible, biocompatible, uniaxialmente y/o biaxialmente orientada de la invención puede mostrar una variedad de tamaños y/o formas, según es expuesto más abajo, y puede estar confeccionada también en un material bioresorbible de distintos orígenes. Además, las placas de osteosíntesis biocompatibles, uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas, son preferiblemente tanto rígidas como deformables a temperatura ambiente (por debajo de la T_{g} del material) y a temperatura corporal humana.

Refiriéndonos a las Figs. 2A a 2D y 3, son descritas varias placas de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientadas. La Fig. 2A muestra una placa en forma de una placa plana 11. La placa plana 11 incluye una sección alargada 12 que posee una cara superior 13 y una cara inferior 14. La placa plana 11 es mostrada adicionalmente incluyendo una pluralidad de aberturas de sujeción 15 que son substancialmente de forma cilíndrica, y que están dispuestas entre la cara superior 13 y la cara inferior 14. Las aberturas de sujeción 15 son operables para permitir el paso de sujeciones quirúrgicas que permiten asegurar la placa plana 11 y una superficie ósea (no mostrada) a la cual puede ser aplicada la placa plana 11. Sin embargo, se observará que las aberturas de sujeción 15 no tienen que estar presentes si existen otros medios de asegurar la placa plana 11 al hueso. Preferiblemente, la placa plana 11 es aplicada a una superficie ósea de tal forma que el plano o contorno formado por la cara inferior 14 se encuentra substancialmente en línea con la superficie ósea a la cual es aplicada la placa plana 11.

La placa plana 11 incluye, además, medios dispuestos sobre la sección alargada 12 para permitir la formación de aberturas de sujeción adicionales a través de la misma en una pluralidad de posiciones distintas durante un procedimiento quirúrgico, conforme fue descrito, e.g., en EP 0 449 867 B1. En una realización típica esto es proporcionado al poseer la sección alargada 12 una parte media 12a, la cual está dispuesta entre las aberturas de sujeción 15, y que posee substancialmente la misma anchura que la parte de la placa plana 11, la cual es adyacente a las aberturas de sujeción 15. Por consiguiente, el cirujano es capaz de taladrar a través de la parte media 12a para crear aberturas de sujeción adicionales, conforme puede requerir la aplicación particular. Se observará que las aberturas de sujeción adicionales pueden ser creadas también en, e.g., el eje de la sección alargada 12. Es natural que la colocación de las aberturas de sujeción y de las aberturas de sujeción adicionales pueda tener diferentes realizaciones, dependiendo de la calidad del hueso, del tipo de fractura, etc.. Otros tipos de combinaciones de abertura de sujeción y de abertura de sujeción adicional conocidas en este campo son mostradas en, e.g., EP 0 449 867 B1.

La placa plana 11 tiene una construcción de "bajo perfil", es decir, de una naturaleza preferiblemente fina, con el fin de causar una protrusión mínima por encima de la superficie ósea a la cual es aplicada. A este respecto, el término "bajo perfil" será utilizado para referirse a una construcción en la cual la anchura es mayor que alrededor de cuatro a seis veces la altura de la placa 11. Por ejemplo, la placa 11 usualmente puede tener una anchura ("w") de 4 a 8 mm, una longitud ("l") de entre alrededor de 10 mm a 80 mm, y una altura ("h") (grosor) de alrededor de 0,3 mm a 2 mm, conforme es mostrado en las Figs. 2 y 3. La placa plana 11 es proporcionada además para ser preferiblemente de un material bioresorbible, de tal forma que la placa plana 11 pueda ser resorbida por el cuerpo, a través de procesos de sobra conocidos por aquéllos expertos en este campo, a lo largo de un período de tiempo deseado. A este respecto, la placa plana 11 puede estar confeccionada en uno de los materiales descritos en esta invención.

La placa plana 11 se caracteriza también por su habilidad para ser deformada, sin calentamiento de la misma por encima de la T_{g} del material de la placa, durante un procedimiento quirúrgico donde será conformada al contorno de la superficie ósea a la cual es aplicada. Esta característica es especialmente útil en la reparación quirúrgica de superficies óseas que poseen curvaturas altas, incluyendo los huesos maxilofaciales del esqueleto craneofacial. Durante tal deformación la placa plana 11 es deformada al manipular a mano, o por medio de un dispositivo(s) de manipulación, en un primer estado termoquímico, es decir, en las condiciones de la sala de operaciones durante una operación quirúrgica. Por consiguiente, no hay necesidad, antes de su deformación, de elevar la placa hasta una temperatura superior, utilizando, e.g., un dispositivo de calentamiento, como es necesario en la técnica antigua de la Patente americana nº 5.569.250. A continuación, la placa deformada de la invención será colocada en el segundo estado termoquímico cuando es fijada sobre el hueso en el cuerpo, con el fin de asegurar la fractura ósea. Más preferiblemente, debido a que la placa de osteosíntesis uniaxialmente y/o biaxialmente orientada 11 es formada por medio de un método que hace que la placa sea deformable, dúctil, rígida y dimensionalmente estable durante la operación -bajo las condiciones de la sala de operaciones, en el primer estado termoquímico-, la placa plana 11 es capaz de recuperar su configuración original al ser deformada de nuevo en las condiciones de la sala de operaciones. Como tal, será observado que esta habilidad permite a la placa plana 11 ser deformada repetidamente y recuperar su configuración original, permitiendo de esta forma sucesivos intentos por parte de un cirujano, durante un procedimiento quirúrgico, de conformar la placa plana 11 en tres dimensiones para ajustarse, tanto como sea posible, a los contornos de la superficie ósea a la cual será aplicada la placa plana 11. Estas deformaciones sucesivas pueden ser realizadas convenientemente y de forma rápida en la sala de operaciones, al lado de la mesa de operaciones, sin conversiones de calentamiento y enfriamiento, las cuales son necesarias para el doblamiento de las placas antiguas, como aquéllas de la Patente americana nº 5.569.250.

La creación de aberturas de sujeción adicionales a través de la placa plana 11 puede ser realizada simplemente por medio del taladro del material del que la placa plana 11 está confeccionada, conforme es expuesto más arriba. Tal taladro es llevado a cabo por medio de métodos de sobra conocidos para aquéllos expertos en este campo. La placa plana 11 es operable entonces para aceptar una pluralidad de sujeciones quirúrgicas, tales como tornillos para huesos biocompatibles y bioresorbibles, los cuales pueden estar fabricados en el mismo material que la placa plana 11 o, alternativamente, pueden estar fabricados en otro material bioabsorbible.

Se prefiere que la colocación de la placa plana 11 sea con su cara inferior 14 en contacto alineado con la superficie ósea a la cual es aplicada, y con una pluralidad de sujeciones (no mostradas) dispuestas a través de la misma para asegurarla en posición, en donde la cabeza de la sujeción quirúrgica es apretada contra la cara superior 13 de la placa plana 11. Esta colocación da como resultado una fijación segura entre la placa plana 11 y la superficie ósea subyacente. Conforme a una realización ventajosa, la abertura de sujeción 15 (ver Figs. 2 y 3) se encuentra cónicamente abierta desde su extremo de abertura en la cara superior 13, de tal forma que crea una cabeza embutida 15a sobre la cara superior 13.

Además de una simple placa con una anchura w constante y una o varias aberturas de sujeción (conforme es visto en las Figs. 2A y 2B), las placas bioabsorbibles uniaxialmente o biaxialmente orientadas de la invención pueden tener un diseño tal que la anchura de la placa en el área del istmo entre dos aberturas de sujeción sea más pequeña que la anchura de la placa alrededor de las aberturas de sujeción (o la anchura del área en la cual pueden ser taladradas aberturas de sujeción adicionales). Las Figs. 2C a 2D describen placas de este tipo. Una ventaja especial de las placas de las Figs. 2C-2D es que estas placas pueden ser deformadas también en la parte plana de la placa (en el plano de la figura), además de deformaciones de doblado y torsión, que son típicas de placas con anchura constante, como aquéllas de las Figs. 2A-2B.

Refiriéndonos ahora a las Figs. 4 y 5, es mostrada una placa de osteosíntesis plana biocompatible, uniaxialmente o biaxialmente orientada, 17, conforme a una realización preferida de la presente invención. La Fig. 4 ilustra una vista en perspectiva de la placa de osteosíntesis 17, la cual incluye una sección alargada 18 que posee una cara superior 19 y una cara inferior 20. La configuración de superficie lisa y plana de la placa de osteosíntesis tiene la finalidad de dar a la placa 17 una configuración de "bajo perfil". Esto se consigue al hacer que la sección alargada 18 sea lo más fina posible, con el fin de conseguir el resultado deseado sin protrusiones que incrementarían de forma no ventajosa el grosor de las placas, conforme a la Patente americana nº 5.569.250 del método antiguo. Preferiblemente, la anchura de la placa de osteosíntesis 17 es mayor que, aproximadamente, de cuatro a seis veces el grosor de la placa. Ha sido determinado que es deseable un grosor mínimo de la placa para minimizar la cantidad de masa y la sección transversal de la placa de osteosíntesis 17, así como proporcionar el tiempo de resorción deseado para una completa resorción por el cuerpo de la placa de osteosíntesis. Ha sido determinado también que este principio, el cual implica el extender la masa de una placa de osteosíntesis sobre un área de superficie mayor, proporciona resultados mejorados tanto a la hora de reducir el efecto cosmético de la implantación de estos dispositivos, como a la de proporcionar un tiempo más favorable de resorción del material, debido al área de sección trasversal más pequeño.

La placa de osteosíntesis 17 se caracteriza también por su habilidad para ser deformada durante un procedimiento quirúrgico en las condiciones de la sala de operaciones, para ser conformada al contorno de la superficie ósea a la cual es aplicada. Esta característica es especialmente útil en la reparación quirúrgica de superficies óseas que poseen curvaturas altas, incluyendo los huesos maxilofaciales del cráneo, conforme es descrito previamente.

La placa de osteosíntesis 17 incluye también una pluralidad de aberturas de sujeción 21, las cuales se encuentran dispuestas entre la cara superior 19 y la cara inferior 20. Al igual que antes, las aberturas de sujeción 21 son operables para permitir el paso de una pluralidad de sujeciones quirúrgicas a través de las mismas. Las aberturas de sujeción 21 pueden ser proporcionadas, cada una de ellas, adicionalmente, con una cabeza embutida 21, la cual es capaz de encajar una parte preferiblemente conformada en consonancia con una cabeza de una sujeción quirúrgica. Como tal, la cabeza embutida 22 puede estar orientada en una configuración substancialmente hemisférica, una configuración substancialmente frustocónica, o en cualquier otro tipo de configuración adecuada para la necesidad determinada.

Las Figs. 4 y 5 ilustran también una sujeción quirúrgica en forma de un tornillo de hueso 23, situado por encima de la superficie de la placa de osteosíntesis 17 en la Fig. 4, y situado en su posición totalmente insertada en la Fig. 5. Una vez que se encuentra totalmente insertado, la cabeza 24 del tornillo de hueso 23 puede encontrarse principalmente o substancialmente contenida por debajo de la cara superior 19 de la placa 17, complementando de esta forma la configuración de bajo perfil de la placa de osteosíntesis 17. El tornillo de hueso 23 puede estar confeccionado en el mismo material biocompatible y bioabsorbible, o en uno diferente, que la placa de osteosíntesis 17, proporcionado de esta manera un dispositivo de estabilización ósea totalmente bioresorbible.

Conforme es ilustrado en las Figs. 4 y 5, cuando la sujeción quirúrgica es proporcionada en forma de tornillo de hueso 23 bioresorbible, la cabeza 24 del tornillo de hueso 23 incluye un encastre de sujeción 25, en el cual puede ser empujada la punta de la herramienta de instalación, como un destornillador 26. El destornillador 26 es utilizado para enganchar el tornillo de hueso 23 para su inserción dentro de una abertura de sujeción 21 y la subsiguiente rotación del tornillo de hueso 23, al tiempo que se enrosca en una estructura ósea subyacente. La sección transversal del encastre 25 puede ser, e.g., triangular, cuadrangular (como en la Fig. 4), hexagonal, etc. Se tendrá en cuenta que el encastre 25 y la punta correspondiente de un destornillador 26 pueden estar conformados en cualquier configuración adecuada que encaje entre sí.

Refiriéndonos a las Figs. 6A a 6J, son mostradas una pluralidad de configuraciones de placas de osteosíntesis planas uniaxialmente o biaxialmente orientadas. Las Figs. 6A y 6B muestran las placas en L 27 y 28. Las placas en L 27 y 28 son mostradas adicionalmente incluyendo una pluralidad de aberturas de sujeción 29 y 30, dispuestas sobre las secciones alargadas 31 y 32 cerca de las partes terminales y en las secciones en esquina de las secciones alargadas. Una placa en L típica 27 posee una anchura w de alrededor de 12 mm, una longitud (l) de alrededor de 20 mm y un grosor de alrededor de 0,5-1,0 mm. Las Figs. 6C a 6I muestran otras configuraciones de placas, como una placa en T (6C), placa en Y (6D), placas en X (6E y 6F), placa cuadrada (6G), placa triangular (6H) y placa en H (6I). Todas estas placas pueden incluir una pluralidad de agujeros para sujeciones, dependiendo del tamaño y de las indicaciones de uso de la placa. La Fig. 6J muestra una placa de malla 33 con una pluralidad de agujeros más pequeños 34 para la fijación de sujeción y agujeros más grandes 35 para facilitar la curación tisular a través de la placa 33 y para reducir la masa de la placa 33. Se tendrá en cuenta que los ejemplos expuestos en las Figs. 6A a 6J tienen únicamente la finalidad de ilustrar, y no son limitadores de las variedades de formas de la placa de osteosíntesis que pueden ser creadas conforme a la presente invención. Se tendrá en cuenta además que estas placas de osteosíntesis pueden estar construidas en cualquiera de los materiales previamente indicados, o pueden ser construidas en otros materiales adecuados. Al igual que anteriormente, se prefiere que cualquiera de las placas de osteosíntesis anteriores esté construida en un material bioabsorbible (resorbible). También como antes, el material bioabsorbible puede estar combinado en un dispositivo de estabilización ósea con sujeciones quirúrgicas bioabsorbibles, tales como tornillos de
hueso.

Se tendrá en cuenta también que cualquiera de las placas de osteosíntesis anteriores puede ser construida en una configuración, conforme es mostrado en las Figs. 1 a 6. Además, se tendrá en cuenta que cualquiera de las placas de osteosíntesis anteriores puede ser construida para incluir medios dispuestos sobre la sección alargada que permitan la formación de aberturas de sujeción adicionales a través de la misma durante un procedimiento quirúrgico, conforme es proporcionado en EP 0 449 867 B1, y en la descripción relativa a las Figs. 2 y 3 aquí indicadas. Además, todas las placas de osteosíntesis anteriormente mencionadas tienen la finalidad de tener una configuración de bajo perfil, construidas en una configuración plana, tales como en las Figs. 1 a 6.

Las placas de osteosíntesis utilizadas conforme a la presente invención pueden ser fabricadas en polímeros, copolímeros, aleaciones de polímeros o composites termoplásticos bioabsorbibles (resorbibles o biodegradables), e.g., en ácidos poli-\alpha-hidroxi y en otros poliésteres, polianhídridos, poliortoésteres, poliorganofosfacenos, policarbonatos derivados de tirosina, alifáticos bioabsorbibles, y en otros polímeros bioabsorbibles descritos en numerosas publicaciones, e.g., en S. Vainionpää et al., Prog. Polym. Sci., 14 (1989) 679-716, FI Patente nº 952884, FI Patente nº 955547 y WO-90/04982, EP 0449867 B1, Patente americana nº 5.569.250, S.I. Ertel et al., J. Biomed. Mater, Res., 29 (1995) 1337-1348, así como en las publicaciones de referencia mencionadas en las anteriores publicaciones.

Los implantes conforme a la invención pueden ser fabricados en polímeros biodegradables utilizando un polímero o una aleación de polímero. Los implantes pueden ser reforzados también por medio del refuerzo del material con fibras fabricadas en un polímero resorbible o en una aleación de polímero, o con fibras de vidrio biodegradables, tales como las fibras de \beta-tricalciofosfato, bio-fibras de vidrio o fibras CaM (cf. e.g. EP146398, cuya descripción completa es incorporada aquí a modo de referencia). Pueden ser utilizados también en implantes como aditivos (rellenos) los polvos cerámicos, con el fin de promover la formación de hueso nuevo.

Los implantes pueden contener también partes laminadas comprendiendo una capa externa flexible, la cual es una capa de superficie que mejora la dureza del implante y/o operando como una barrera de hidrólisis, y una capa interna más rígida, o parte central del implante. Para preparar una realización de este tipo, el implante puede ser recubierto con una capa externa que posea propiedades químicas y mecánicas diferentes (e.g., retención de hidrólisis y de fuerza) a las de la parte central del implante. En tal caso, puede ser utilizada una capa externa que tenga una mayor resistencia a la hidrólisis que la parte central del implante, permitiendo que el implante (después de la inserción en un paciente) man-
tenga su fuerza y sea biodegradable en un tiempo inferior del que lo sería sin un recubrimiento externo de este tipo.

Es natural que los materiales e implantes puedan contener también distintos aditivos que faciliten la procesabilidad del material (e.g., estabilizadores, antioxidantes o plastificadores), o que cambien sus propiedades (e.g., plastificadores o materiales de polvo cerámico o fibras bioestables, tales como carbón), o que faciliten su tratamiento (e.g., colorantes). Conforme a una realización ventajosa de la invención, el implante contiene algún agente o agentes bioactivos, tales como antibióticos, agentes quimioterapéuticos, agentes activadores de la curación de heridas, factor(es) del crecimiento, proteína(s) morfogénica(s) ósea(s), anticoagulante (como la heparina), etc. Tales implantes bioactivos son particularmente ventajosos en su uso clínico, debido a que poseen también, además de su efecto mecánico, otros efectos bioquímicos, médicos y otros efectos que facilitan la curación y/o regeneración tisular.

Un procedimiento típico de fabricación de placas, utilizado conforme a la presente invención, es como sigue. Primeramente, un material base polimérico (y aditivos y/o rellenador(es) y/o fibras de refuerzo opcionales) en forma de un polvo, escama, pastillas o granulado, etc. será fundido en un proceso continuo, como el de extrusión, o por medio de un proceso no continuo, como moldeado por inyección o moldeado por compresión. El material fundido será enfriado de tal forma que se solidifique en una preforma amorfa o parcialmente cristalina (cristalinidad usualmente del 5-50%), como una varilla o barra cilíndrica, una viga plana con una sección transversal rectangular, una placa o una chapa metálica. El enfriamiento puede ser llevado a cabo dentro de un molde especial por medio de técnicas de moldeado por inyección y de moldeado por compresión. En la extrusión, la preforma será formada del material fundido en un troquel, y la preforma será llevada hasta una cinta de enfriado especial o hasta una solución de enfriado, con el fin de crear una preforma sólida. A continuación, la preforma sólida será orientada mediante un proceso de deformación de estado sólido uniaxial y/o biaxial, para crear una preforma de placa orientada. La orientación transforma la chapa metálica -la cual no puede ser deformada sin daño substancial o rotura a temperatura ambiente- en una forma donde la orientación molecular endurece la chapa metálica, de tal forma que después de la orientación ésta puede ser deformada sin daño substancial o rotura a temperatura ambiente, o también a cualquier temperatura superior entre la temperatura ambiente y la T_{g} del material base polimérico.

La orientación es realizada usualmente a una temperatura (T) por encima de la T_{g} del material base polimérico, pero por debajo de la temperatura de fusión del material, si éste es parcialmente cristalino. La orientación es realizada usualmente estirando la preforma de placa no orientada en estado sólido. El estiramiento puede ser realizado libremente fijando los extremos de la preforma de placa en abrazaderas de fijación de una máquina de estirar, atemperando el sistema hasta la temperatura de estiramiento deseada e incrementando la distancia entre las abrazaderas de fijación de tal forma que la preforma de placa sea estirada y orientada estructuralmente. Este tipo de orientación es principalmente uniaxial. El estiramiento puede ser realizado también por medio de un troquel cónico, el cual puede tener, e.g., una sección transversal circular, elipsoidal, cuadrada o rectangular. Cuando el área en sección transversal del tocho de polímero bioabsorbible -el cual será estirado por medio del troquel- es mayor que el área de sección transversal del dispositivo de troquelado, el tocho será deformado y orientado uniaxialmente y/o biaxialmente durante el estiramiento, dependiendo de la geometría del tocho y del troquel.

El tocho puede ser forzado también a través del troquel empujando el tocho mecánicamente con un pistón a través del troquel (extrusión por émbolo), o empujando el tocho a través del troquel por medio de presión hidrostática (ver, e.g., N. Inoue, en Hydrostatic Extrusion, N. Inoue y M. Nishihara (eds.), Elsevier Applied Science Publishers, Barbing, England, 1985, p. 333-362).

Es también posible el crear la orientación por medio del cizallamiento del tocho plano entre dos placas planas, las cuales se deslizan entre sí y se aproximan entre si al mismo tiempo, conforme es visto esquemáticamente en las Figs. 7A y 7B en sección transversal, donde 36 y 37 son placas deslizantes y 38 es un tocho antes del cizallamiento y 39 un tocho después del cizallamiento. Las flechas en la Fig. 7A muestran el curso del movimiento de las placas deslizantes 36 y 37 entre si.

Es posible también el deformar el tocho en un dispositivo de moldeado por compresión entre placas planas, las cuales son empujadas entre sí, de tal forma que el tocho se deforma biaxialmente entre las placas, y consigue el grosor deseado final. La deformación puede ser realizada también al hacer girar la preforma de tipo varilla o de tipo placa entre rodillos, los cuales aplanan la preforma hasta conseguir el grosor deseado, orientando el material al mismo tiempo biaxialmente. Es natural que los distintos métodos de deformación puedan ser combinados entre sí. Por ejemplo, la deformación hidrostática puede ser combinada con el estiramiento en troquel, o el rodamiento puede ser combinado con el estiramiento, e.g., utilizando dos pares de rodillos, un juego a continuación del otro, cuyos rodillos posean diferentes velocidades de rodamiento, etc. Opcionalmente, el tocho y/o troquel, las placas de compresión o los rodillos pueden ser calentados hasta conseguir la temperatura de deformación deseada por medio de calentamiento eléctrico o a través de un medio de calentamiento adecuado, como un gas o un líquido de calentar. El calentamiento puede ser conseguido también por medio de microondas o ultrasónicamente, con el fin de acelerar el calentamiento del tocho.

Sin tener en cuenta el método de deformación, el propósito de la deformación en estado sólido es la orientación del material uniaxialmente y/o biaxialmente, de tal forma que el material sea transformado en un material tal que sea substancialmente rígido y substancialmente deformable en las condiciones de una operación quirúrgica.

La deformación en estado sólido, con el fin de crear materiales de fijación bioabsorbibles orientados, ha sido descrita en diversas publicaciones, como en la Patente americana nº 4.671.280, la Patente americana nº 4.968.317, la Patente americana nº 4.898.186, EP 0 321176 B1, WO 97/11725, D.C. Tune y B. Jadhav, en Progress in Biomedical Polymers, eds. C.G. Gebelein y R.L. Dunn, Plenum Press, Nueva York 1992, p. 239-248, FI Patente nº 88111 y FI Patente nº 98136. Sin embargo, únicamente en esta invención hemos encontrado, sorprendentemente, que cuando el material de la placa de fijación bioabsorbible (resorbible) rígido -el cual no puede ser deformado substancialmente a temperaturas por debajo de la T_{g} del material- es orientado uniaxialmente y/o biaxialmente, éste se transforma en un material que es substancialmente rígido pero que puede ser deformado substancialmente a temperaturas por debajo de la T_{g} del material, para su utilización de forma ventajosa en la fijación de fractura ósea.

Después de la fase de orientación, las placas de osteosíntesis -tales como las placas planas de las Figs. 1 a 6- pueden ser formadas partiendo de las chapas metálicas orientadas al fresar o troquelar la placa y la(s) abertura(s) de sujeción y la(s) cabeza(s) embutida(s). La fase siguiente del método de la presente invención implica el acabado de las placas, con el fin de proporcionar al artículo una superficie lisa y una apariencia estética. Esto se consigue al desbastar con dispositivos de desbastado adecuados, tales como cuchillas u hojas de corte, o puede ser conseguido también por medio de una fase adicional de troquelado. Una vez que ha tenido lugar la desaparición de irregularidades en la superficie, el producto substancialmente finalizado es sometido a limpieza con un agente limpiador adecuado, como la mezcla de agua y alcohol etílico. Pueden ser utilizados el agitado mecánico y el agitado ultrasónico para facilitar la limpieza. En esta fase, la superficie externa de la placa de osteosíntesis es limpiada de huellas dactilares, suciedad y aceites resultantes del contacto con manos humanas y otras superficies, así como de impurezas que puedan acumularse sobre su superficie.

En la fase siguiente del método de la presente invención las placas son secadas en alto vacío, opcionalmente a una temperatura elevada, y son empaquetadas en un envoltorio plástico y/o bolsa(s) de lámina(s) de aluminio, la(s) cual(es) es(son) sellada(s). Puede ser llevada a cabo también otra fase de secado y rellenado de la bolsa con un gas inerte (como el gas nitrógeno o argón) antes del sellado por calor de la bolsa. En la fase siguiente, las placas cerradas en los paquetes son esterilizadas con radiación \gamma, utilizando una dosis estándar de radiación (e.g., 2,5-3,5 MRad). Si se utilizara esterilización por gas (como el óxido de etileno), las placas deben ser esterilizadas antes del cierre del paquete.

Es natural que las fases de fabricación anteriormente mencionadas de una placa de osteosíntesis de la presente invención puedan incluir además fases adicionales, como las que serían necesarias a efectos de control de calidad. Estas fases adicionales pueden incluir inspección visual u otros tipos de inspección durante las distintas fases enunciadas, o entre las mismas, así como la inspección del producto final incluyendo pruebas químicas y/o físicas, y fases de caracterización y otras pruebas de control de calidad.

Será descrito a continuación el método para asegurar una pluralidad de trozos de hueso adyacentes. La primera fase de este método incluye el proporcionar una placa de osteosíntesis estéril biocompatible, orientada uniaxialmente y/o biaxialmente, de bajo perfil, como cualquiera de las placas de osteosíntesis de las Figs. 1 a la 6. Esto es conseguido al abrir el paquete de la placa en una sala de operaciones, al lado de una mesa de operaciones, y proporcionando la placa estéril al cirujano. Dependiendo de la topografía de la superficie del hueso a ser fijado, el cirujano conforma (deforma) entonces, si es necesario, la placa de osteosíntesis hasta conseguir una primera configuración deseada, por medio de las manos o con cualquier instrumento de manipulación. A continuación, el cirujano puede testar convenientemente el resultado de la conformación presionando la placa suavemente contra el hueso a ser fijado, y si la primera configuración deseada no es suficiente para completar los requerimientos quirúrgicos, el cirujano puede volver a conformar la placa de osteosíntesis hasta conseguir una segunda configuración deseada.

Además, se tendrá en cuenta que el método de la presente invención incluye adicionalmente la capacidad de volver a conformar repetidamente -a una temperatura constante de la sala de operaciones- la placa de osteosíntesis hasta conseguir sucesivas configuraciones deseadas, y cesar de reconformar la placa de osteosíntesis cuando haya sido conseguida una configuración final deseada de la placa de osteosíntesis.

La placa de osteosíntesis es depositada después sobre una pluralidad de trozos de hueso adyacentes. A continuación, son proporcionadas una pluralidad de sujeciones quirúrgicas para asegurar la placa de osteosíntesis y, al menos, un trozo de hueso adyacente. Son posicionados entonces una pluralidad de sujeciones quirúrgicas dentro de una pluralidad de aberturas de sujeción situadas sobre la placa de osteosíntesis. A continuación, es asegurada la pluralidad de las sujeciones quirúrgicas a los trozos de hueso adyacentes, uniendo de esta forma la placa de osteosíntesis biocompatible de bajo perfil con cada trozo de hueso. Este método puede incluir además las fases adicionales de: creación de, al menos, una abertura de sujeción adicional a través de la placa de osteosíntesis, en una situación adyacente a, al menos, un trozo de hueso; posicionamiento de una sujeción quirúrgica adicional dentro de cada abertura de sujeción adicional; y aseguramiento de cada sujeción quirúrgica adicional dentro de cada trozo de hueso, aumentando de esta forma la unión de la placa de osteosíntesis con cada trozo de hueso, conforme fue descrito, e.g., en EP 0 449 867 B1. Este método puede incluir también la fase de unión de la placa de osteosíntesis con, al menos, una placa de osteosíntesis adyacente.

Alternativamente, el método de aseguramiento entre una pluralidad de trozos de hueso adyacentes es similar al descrito más arriba, pero la placa de osteosíntesis es asegurada por medio de un adhesivo. A este respecto, después de que es formada la placa de osteosíntesis conforme a la manera más arriba descrita, el cirujano coloca un adhesivo entre los trozos de hueso a ser asegurados y la placa de osteosíntesis. El adhesivo puede ser usualmente un cianoacrilato, aunque pueden ser utilizados otros adhesivos adecuados. A continuación, el cirujano pone en contacto la placa de osteosíntesis con los trozos de hueso, asegurando de esta forma la placa de osteosíntesis a los trozos de hueso.

Los principios de la presente invención ampliamente descritos más arriba, serán ahora descritos en relación con los siguientes ejemplos específicos, sin que se pretenda restringir el ámbito de la presente invención.

Ejemplo 1

Fueron proporcionadas pastillas de material copolimérico, comprendiendo alrededor de 80% mol de L-láctido, y alrededor de 20% mol de glicólido, por PURAC biochem bv, de Gorinchem, Holanda. Las pastillas fueron formadas de manera tal que poseen una viscosidad inherente de alrededor de 5,9 dl/g y un peso molecular Mv de alrededor de 336.000. La viscosidad inherente fue medida a 25ºC utilizando 100 mg de polímero por 100 ml de cloroformo.

Las pastillas fueron extruídas hasta conseguir una forma de barra cilíndrica con un diámetro de 6,0 mm, utilizando un extrusor de tornillo único (Axon BX-15, Axon Plastmaskiner, Suiza) y se permitió su enfriamiento hasta temperatura ambiente (20ºC). La barra extruída poseía una viscosidad inherente de alrededor de 3,4 dl/g y un peso molecular Mv de alrededor de 158.000. La cristalinidad de la barra extruída fue de alrededor de 1,5% y la temperatura de transición vítrea, T_{g}, fue de alrededor de 53ºC (según fue medida con el calorímetro diferencial de barrido Perkin-Elmer DSC-7). Para inducir la cristalinidad, la barra extruída fue templada a continuación durante 16 horas en vacío (0,02 mbar) a 110ºC. Después del templado, la viscosidad inherente de la barra permaneció invariable (alrededor de 3,4 dl/g) y la cristalinidad fue de alrededor del 19%. La barra templada fue orientada uniaxialmente por medio de estiramiento a través de un troquel trapezoidal calentado (T= 90ºC), con el fin de producir una varilla orientada con un diámetro de 3,0 mm (índice de estiramiento= 4). Después de la orientación, la cristalinidad del material fue superior al 20%.

La varilla uniaxialmente orientada fue orientada biaxialmente por medio de su compresión entre placas paralelas de moldeado de acero inoxidable. Una banda de acero de un grosor de 1,2 mm fue colocada entre las placas moldeadoras a ambos lados de la varilla (estas bandas determinaron el grosor de la placa después del moldeado). La varilla fue precalentada tres minutos a 60ºC bajo una fuerza de compresión baja (\sim 0,1 kN), lo cual evitó la contracción al mismo tiempo que permitió que el material se volviera gomoso. Después del precalentamiento, la temperatura de las placas moldeadoras de compresión fue elevada en varias fases, con incremento de 10ºC en cada fase, (durante 3 minutos) hasta los 90ºC, al mismo tiempo que se elevaba también la fuerza de compresión en varias fases, en incrementos de 10 kN por fase, hasta los 30 kN. A continuación el molde fue enfriado rápidamente (en 2 minutos) hasta alcanzar la temperatura ambiente (20ºC) con agua refrigerante vertida en canales refrigerantes situados en las paredes del molde. El molde fue abierto y la preforma orientada biaxialmente de tipo placa fue retirada del molde. A continuación dichas preformas fueron procesadas adicionalmente por medio de taladro y esmerilado, produciendo placas con una configuración similar a la de la placa mostrada en la Fig. 2B. Las dimensiones de las placas fresadas fueron de 1,2 x 5,5 x 40 mm. Los agujeros tenían un diámetro de 1,5 mm y estaban situados a 3 mm de distancia entre sí. A continuación, las placas fueron esterilizadas con rayos gamma con una dosis mínima de 2,5 MRad (25 kGy). Después de la irradiación con rayos gamma la viscosidad inherente de las placas fue de alrededor de 1,3 dl/g y el peso molecular Mv fue de alrededor de 42.000. La cristalinidad de las placas fue determinada como superior al 20%. Fue medida una fuerza flexural en las placas de 180 MPa.

Cuando las placas fueron dobladas a temperatura ambiente (20ºC) en ángulos de 10º, 90º y 145º en relación al plano de las placas (ver Figs. 8A, B y C, respectivamente), éstas mostraron deformación plástica dúctil y mantuvieron el ángulo de doblamiento deseado después de que desapareciera la tensión. Se demostró que el doblamiento no cambiaba la fuerza de las placas. Fueron testadas para determinar las propiedades flexurales y térmicas placas comerciales rectas de 8 agujeros antiguas, midiendo 1,0 mm x 5,6 mm x 41 mm, partida 915-2417, Lote 435600, conforme al Sistema Lactosorb® de 1,5 mm (fabricante Walter Lorenz Surgical, Inc., Jacksonville, Florida). Fue medida en las placas una fuerza flexural de 125 MPa. Las placas eran amorfas y mostraron una temperatura de transición vítrea, T_{g}, de alrededor de 60ºC, según fue medido por medio de DSC (calorímetro diferencial de barrido). Cuando las placas fueron dobladas a temperatura ambiente (20ºC) en varios ángulos en relación al plano de las placas -como en la Fig. 8- éstas mostraron grietas en ángulos de doblamiento relativamente pequeños, y se fracturaron de manera quebradiza cuando el ángulo de doblamiento excedió alrededor de 10-15º.

Algunas placas de la invención fueron colocadas en una solución de tampón fosfato a 0,13 M, pH 7,4 y 37ºC, con el fin de determinar, in vitro, el cambio en fuerza a lo largo del tiempo conforme las placas se degradan. Después de seis semanas, las placas mostraron que mantenían más del 80% de su fuerza flexural original, mientras que la fuerza flexural fue aproximadamente de cero después de alrededor de 18 semanas. Las placas fueron absorbidas completamente in vivo después de alrededor de dos años.

El doblamiento de las placas de tipo antiguo fue estudiado también del siguiente modo: fueron colocadas pastillas de material copolimérico comprendiendo alrededor de 80% mol de L-láctido, y alrededor de 20% mol de glicólido, conforme es descrito más arriba, en un molde de acero inoxidable rectangular midiendo 1,2 x 50 x 100 mm. A continuación, el molde fue colocado en una prensa de vacío y evacuado hasta alrededor de 0,02 mbar. El molde fue calentado hasta los 165ºC (alrededor de 10ºC por encima de la Tm) y fue aplicada al molde durante cinco minutos una fuerza compresiva de 60 kN. A continuación, el molde fue enfriado rápidamente (en 2 minutos) hasta alcanzar temperatura ambiente (20ºC) con agua refrigerante vertida en canales refrigerantes situados en las paredes del molde. El molde fue abierto y la preforma de tipo placa fue retirada del molde. A continuación tales preformas fueron procesadas adicionalmente por medio de taladro y esmerilado, produciendo placas con una configuración similar a la de la placa mostrada en la Fig. 2B. Las dimensiones de las placas fresadas fueron de 1,2 x 5,5 x 40 mm y los agujeros perforados fueron similares a los de las placas orientadas. Se determinó que la cristalinidad de las placas fue de alrededor del 5%. Para inducir la cristalinidad, algunas placas fueron templadas durante 16 horas en vacío (0,02 mbar) a 110ºC. Después del templado, la cristalinidad de esas placas fue de alrededor del 20%. A continuación, las placas fueron esterilizadas con rayos gamma con una dosis mínima de 2,5 MRad (25 kGy). Después de la irradiación con rayos gamma la viscosidad inherente de las placas fue de alrededor de 1,4 dl/g y el peso molecular Mv fue de alrededor de 47.000. Fue medida una fuerza flexural de 115 MPa y de 106 MPa en las placas no templadas y templadas, respectivamente. Cuando las placas fueron dobladas a temperatura ambiente (20ºC) en distintos ángulos en relación al plano de las placas, éstas mostraron grietas ya en pequeños ángulos de doblamiento, entre un 10-20º, y se fracturaron de modo quebradizo cuando el ángulo de doblamiento excedió alrededor del 25º.

Ejemplo 2

Una varilla cilíndrica con un diámetro de 6,1 + 0,2 mm fue realizada de P(L/DL)LA (70/30) (marca comercial Resomer® LR708, de Boehringer Ingelheim, Ingelheim am Rhein, Alemania, con viscosidad inherente de 5,5 dl/g), por medio de extrusión de tornillo único (con el mismo extrusor que en el Ejemplo 1). Las varillas fueron enfriadas hasta alcanzar temperatura ambiente (20ºC).

Las varillas extruídas fueron orientadas (y autoreforzadas) por medio del método de estiramiento de troquel (con el índice de estiramiento de 4). El diámetro de las varillas estiradas fue de 3,0 \pm 0,1 mm. Las temperaturas de estiramiento adecuadas para el material fueron de entre 70 y 100ºC.

Una pieza de alrededor de 150 mm de longitud, de la varilla autoreforzada orientada, fue colocada entre dos placas moldeadoras de compresión paralelas. La varilla fue precalentada tres minutos a 60 \pm 5ºC entre las placas bajo una compresión suave (< 1kN). Después del precalentado, la temperatura de las placas moldeadoras de compresión fue elevada hasta los 90ºC. Al mismo tiempo, la fuerza de compresión fue elevada hasta los 30 kN. La placa así confeccionada (grosor 1,2 mm) fue enfriada durante 2 minutos hasta alcanzar una temperatura de 50ºC, bajo una fuerza de compresión de 30 kN, y fue retirada del molde. El tiempo total del ciclo fue de 8 minutos. Tales placas fueron fresadas mecánicamente hasta conseguir las dimensiones finales de 1,2 mm x 3 mm x 40 mm. A continuación, las placas fueron esterilizadas con radiación \gamma (25 kGy).

Fue medida la fuerza flexural de las placas autoreforzadas, orientadas, esterilizadas, a 150 \pm 20 MPa. La cristalinidad de las placas fue del 0%, conforme fue medido por medio de calorimetría diferencial de barrido (DSC). Las placas amorfas fueron dobladas in situ (a temperatura ambiente) sin ningún tipo de precalentamiento hasta un ángulo de 90º en relación al plano de la placa (con el método ilustrado en la Fig. 8). Las placas mostraron deformación plástica dúctil y mantuvieron el ángulo de doblamiento deseado después de que desapareciera la fuerza de doblamiento.

En el doblamiento de las placas antiguas ocurría lo siguiente. Las placas correspondientes no orientadas, con dimensiones de 1,2 mm x 3 mm x 40 mm, eran fabricadas en Resomer LR 708 por medio de moldeado por inyección (máquina moldeadora: Battenfeld injection molding machine molded 230/45 Unilog 2000. Fabricante: Battenfield Kunststoffmachinen Ges M.G.H., Austria). Las placas eran mantenidas a temperatura ambiente (20ºC) durante 2 horas antes de doblarlas conforme más arriba. Las mediciones DSC mostraron que las placas eran amorfas y todas las placas se rompieron antes de que se consiguiera un ángulo de doblamiento de 90º.

Ejemplo 3

Fue sintetizado pseudo poliaminoácido poli (carbonato DTH) (PDTHC) bioabsorbible, termoplástico, (M_{w} = 200.000) conforme a S.I. Ertel y J. Kohn, J. Biomed. Mater. Res. 28 (1994) 919-930 y F.H. Silver et al., J. Long-Term Effects Med. Implants 1 (1992) 329-346, cuya completa descripción es incorporada aquí a modo de refe-
rencia.

Fue sintetizado poliortoéster (POE) bioabsorbible, termoplástico, (M_{w} = 80.000) de dicetona acetal y de dioles trans-dimetanol ciclohexano y 1,6-hexanodiol (proporción de dioles 60/40) conforme a Daniels, A.U. et al., Trans. Soc. Biomater. 12 (1989) 235 y Daniels, A.U. et al., Trans. Soc. Biomater. 12 (1989) 74, cuya completa descripción es también incorporada aquí a modo de referencia.

Fue sintetizado polianhídrido (PAH) bioabsorbible, termoplástico (M_{w} = 20.000) de 1,3 bis(p-carboxifenoxi) propano y de ácido sebácico, conforme a la Patente americana nº 5.618.563, Ejemplo 1, cuya completa descripción es incorporada aquí también a modo de referencia.

Fue proporcionado poli-L-láctido (PLLA) (M_{w} = 700.000) por PURAC biochem bv., Gorinchem, Holanda.

Cada polímero -PDTHC, POE, PAH y PLLA- fue extruído hasta conseguir barras cilíndricas, conforme al Ejemplo 1 aquí descrito, y fueron orientados uniaxialmente por medio de estiramiento a través de un troquel calentado a una temperatura (T) de 20ºC por encima de la T_{g} del correspondiente polímero. El índice de estiramiento fue, en cada caso, de 2,5. Las varillas orientadas uniaxialmente fueron procesadas hasta convertirse en placas orientadas biaxialmente, por medio del método de compresión de moldeo del Ejemplo 1 aquí descrito. El calentamiento fue realizado, en cada caso, a una T = T_{g} + 20ºC, donde la T_{g} fue la temperatura de transición vítrea del polímero correspondiente. Las preformas de placa fueron fresadas con esmerilado hasta convertirse en placas con las dimensiones de 1,2 mm x 5,5 mm x 40 mm.

Las placas no orientadas correspondientes fueron preparadas por medio de extrusión de fusión tomando los mismos polímeros, con el fin de comparar el comportamiento de doblamiento de las placas orientadas y el de las no orientadas. Cada polímero fundido fue extruído por medio de un troquel con una salida rectangular de dimensiones 1,5 mm x 20 mm. La preforma de polímero fundido fue vertida desde la salida del troquel hasta una cinta refrigerada, donde se solidificó formando una preforma de placa no orientada con un grosor de 1,2 mm. Después de que las preformas fueran enfriadas hasta temperatura ambiente, fueron procesadas mecánicamente hasta convertirse en placas con las mismas dimensiones que las placas orientadas.

Las placas orientadas y las no orientadas fueron dobladas a temperatura ambiente hasta un ángulo de 45ºC por medio del método del Ejemplo 1 (Fig. 8) aquí descrito. Todas las placas orientadas fueron dobladas sin daño significativo en el área de doblamiento, y mantuvieron su forma doblada después de que fuera retirada la fuerza de doblamiento. Las placas de PLLA, POE y PAH no orientadas se rompieron durante el doblamiento, y las placas de PDTHC no orientadas desarrollaron muchas roturas y grietas en el área de doblamiento. Las placas orientadas fueron vueltas a deformar por medio de nuevo doblamiento sin daño significativo, a temperatura ambiente, hasta volver a sus configuraciones originales. Las placas de PDTHC dobladas no orientadas o se rompieron o se dañaron más cuando volvieron a doblarse hasta volver a sus configuraciones originales a temperatura ambiente.

La fuerza tensil de las placas orientadas (rectas) vueltas a deformar fue del 80 al 95% de la fuerza tensil de las placas orientadas que nunca habían sido dobladas. La fuerza tensil de las placas de PDTHC vueltas a deformar, no rotas, no orientadas, fue ca. del 20-40% de la fuerza tensil de las placas correspondientes que no habían sido dobladas nunca. Este experimento mostró que las placas orientadas pueden ser dobladas y vueltas a doblar a temperatura ambiente, pero que las placas no orientadas no soportan este tipo de tratamiento.

Ejemplo 4

Una barra rectangular con el grosor de 2,4 mm y la anchura de 3 mm fue realizada en P(L/DL)LA (70/30) por medio de extrusión por fusión, conforme al Ejemplo 2.

El tocho no orientado fue orientado uniaxialmente por medio de extrusión hidrostática, conforme a la Fig. 9. Fue colocado un tocho de 10 cm. de longitud 40 en la cámara 41 de un dispositivo de extrusión hidrostática 42, cuya cámara 41 estaba llena de aceite de silicona 43. En la punta del dispositivo 42 se encontraba un troquel de acero inoxidable 44 con el canal interno cónico, rectangular, 45 con dimensiones de entrada de 2,4 mm x 3 mm, dimensiones de salida de 1,2 mm x 3 mm, y longitud de canal de 10 mm. La punta 46 del tocho 40 fue primeramente cortada en forma cónica, y la punta 46 fue empujada firmemente dentro del canal 45 del troquel antes de llenar la cámara con aceite de silicona 43 y comenzar con la extrusión hidrostática.

La cámara 41, el troquel 44, el aceite 43 y el tocho 40 fueron calentados hasta la temperatura de extrusión hidrostática de 70ºC, y se mantuvo el sistema a esta temperatura 30 minutos antes de comenzar el proceso de extrusión hidrostática. El proceso fue comenzado incrementando la presión hidrostática del aceite de silicona 43 dentro de la cámara de extrusión 41 hasta 150 MPa, con un pistón hidráulico 47. La presión hidrostática forzó al tocho a través del troquel, de tal forma que el material fue orientado uniaxialmente cuando la sección transversal del tocho rectangular cambio desde 2,4 mm x 3 mm (Fig. 9B) hasta 1,2 mm x 3 mm (Fig. 9C). La preforma orientada fue limpiada con papel de superficie blanda y cortada en placas con las dimensiones de 1,2 mm x 3 mm x 40 mm.

Fue realizado un test in situ de doblamiento de las placas, a temperatura ambiente, como en el Ejemplo 2. Estas placas mostraron deformación plástica dúctil a temperatura ambiente, y mantuvieron el ángulo de doblamiento de 90º después de que las fuerzas de doblamiento fueran suprimidas.

Ejemplo 5

Fueron fabricadas barras rectangulares de P(L/DL)LA (70/30) por medio de extrusión por fusión, conforme al Ejemplo 2, pero esta vez la mezcla del polvo de P(L/DL)LA (70/30) antes de la extrusión fue llevada a cabo con 20% wt de partículas de vidrio bioactivo (BAG). La composición del vidrio bioactivo fue: Na_{2}O (6% wt), K_{2}O (12% wt), M_{g}O (5% wt), CaO (20% wt), P_{2}O_{5} (4% wt) y SiO_{2} (53% wt). El vidrio fue fabricado conforme a la WO 96/21638, cuya descripción completa es incorporada aquí a modo de referencia. Fue tamizada una fracción de partícula con tamaños entre 20 \mum y 60 \mum procedente de vidrio molido, y esta fracción fue utilizada como un relleno de partícula bioactiva en el P(L/DL)LA.

Las barras de P(L/DL)LA extruídas por fusión, con 20% wt de relleno de partícula BAG, fueron orientadas por medio de extrusión hidrostática, conforme al Ejemplo 4, pero utilizando una temperatura de procesado de 90ºC y una presión hidrostática de 200 MPa. Los tochos orientados fueron procesados hasta convertirlos en placas de prueba de doblamiento, como en el Ejemplo 4. Estas placas mostraron también deformación plástica dúctil sin rotura a temperatura ambiente cuando fueron dobladas hasta un ángulo de doblamiento de 90º, y las placas mantuvieron su configuración doblada después de que la fuerza de doblamiento fuera suprimida.

Las placas no orientadas correspondientes fueron preparadas de P(L/DL)LA y 20% wt de partículas BAG por medio de extrusión por fusión, con el equipo y proceso descritos en el Ejemplo 2. Todas las placas no orientadas se rompieron durante el experimento de doblamiento (el cual fue realizado conforme al Ejemplo 4) antes de alcanzar el ángulo de doblamiento de 90º.

Ejemplo 6

Barras similares a las del Ejemplo 5 fueron fabricadas de P(L/DL)LA, pero utilizando como relleno, en lugar de las partículas de vidrio bioactivo, fibras de vidrio bioactivo, las cuales fueron fundidas por centrifugado del mismo material base vítreo. Las fibras presentaban diámetros entre 40 y 80 \mum y las fibras fueron cortadas en partículas de 6 mm de longitud antes de mezclarlas con el polvo de P(L/DL)LA.

Fue utilizada la proporción de mezcla del 80% wt de P(L/DL)LA y el 20% wt de fibras de vidrio bioactivas. La extrusión por fusión y la orientación de los tochos extruídos por fusión por medio de extrusión hidrostática, y también la fabricación de la placa y su testado, fueron realizados igual que en el Ejemplo 5. Las placas orientadas con refuerzo de fibra de vidrio bioactiva mostraron también deformación plástica dúctil sin rotura a temperatura ambiente cuando se doblaron a un ángulo de doblamiento de 90º, y las placas mantuvieron substancialmente su configuración doblada después de que la fuerza de doblamiento fuera suprimida.

Las placas no orientadas correspondientes fueron preparadas por medio de extrusión por fusión de P(L/DL)LA y 20% wt de fibras de vidrio bioactivas, con el equipo y el proceso descritos en el Ejemplo 2. Todas las placas no orientadas se rompieron durante el experimento de doblamiento (el cual fue realizado conforme al Ejemplo 4) antes de alcanzar el ángulo de doblamiento de 90º.

Ejemplo 7

Fueron preparadas barras rectangulares, no orientadas, con dimensiones en sección transversal de 2 mm x 3 mm, por medio de extrusión por fusión (con el extrusor de tornillo único Axon) de los polímeros PDTHC, POE y PLLA descritos en el Ejemplo 3. Cada barra 48 fue deformada y orientada biaxialmente por medio de la técnica de estiramiento por rodillo, estirando cada barra lentamente (velocidad de estiramiento 1 cm/min) a través de rodillos calentados (49 y 50) en una manera mostrada en la vista lateral esquemática de la Fig. 10A. Conforme es mostrado en la vista frontal de la Fig. 10B, la distancia mínima d entre los rodillos (49 y 50) determinó el grosor final de los tochos estirados por rodillo. El valor de d= 1,1 mm fue el utilizado en estos experimentos. La temperatura de los rodillos fue T_{g} + 30ºC, donde T_{g} fue la temperatura de transición vítrea del correspondiente polímero.

Las preformas orientadas estiradas por rodillo fueron procesadas hasta convertirlas en placas con las dimensiones de 1,1 mm x 4 mm x 40 mm, por medio de fresado mecánico (esmerilado). Fue testada la deformabilidad de tales placas a temperatura ambiente a través del experimento de doblamiento descrito en el Ejemplo 2. Todas las placas pudieron ser dobladas hasta un ángulo de 90º sin daño significativo. Las placas mantuvieron también la configuración doblada inmediatamente después de ser suprimida la fuerza de doblamiento.

Ejemplo 8

El objetivo del sistema de placas bioabsorbibles craneal, facial, mandibular o maxilar es el proporcionar fijación adecuada de las osteotomías realizadas o fracturas tratadas durante el proceso de curación. Para cumplir con esta demanda, las placas deben estar situadas en estrecho contacto con el hueso al que están unidas a través de la superficie de la placa, con el fin de proporcionar una fijación máxima. Dependiendo de las condiciones anatómicas, la necesidad de doblamiento o torsión es variable según la localización de la placa y/o las características físicas de la superficie ósea de cada paciente individual.

\newpage

En la mandíbula, el área en ángulo precisa de la torsión de las placas en forma en hélice, con ángulos de torsión axial de hasta 90 grados; como en la región apical, la placa debe ser curvada con un radio de 40 a 60 mm para seguir la congruencia de la superficie ósea. En el maxilar, las placas deben ser dobladas en una forma escalonada o curvada de hasta 90 grados de angulación. En la mayoría de los casos, es utilizada una combinación de doblamiento, curvatura y torsión para conseguir una exactitud de contacto.

Los siguientes experimentos clínicos demostraron que los cambios en la forma de las placas son estables a efectos de las operaciones quirúrgicas de fijación de fracturas óseas, una vez que las placas son dobladas a temperatura ambiente para ser ajustadas a las superficies óseas a ser fijadas.

Las fracturas de sínfisis mandibular (como el 10 en la Fig. 1) de diez pacientes fueron tratadas con placas de P(L/DL)LA orientadas de seis agujeros (ver 6 en la Fig. 1), con dimensiones de 1,2 mm x 4 mm x 40 mm (realizadas conforme al Ejemplo 2), utilizando clavos de P(L/DL)LA (diámetro 2,0 mm, longitud 8 mm) para fijación de placa. Las placas rectas fueron dobladas, in situ, durante la operación hasta conseguir la forma curva a ser ajustada sobre la superficie ósea. Fue vista una buena curación, sin incidentes, de todas las fracturas después de un año de seguimiento.

Fueron tratadas fracturas angulares mandibulares en 6 pacientes con placas de seis agujeros confeccionadas en el PDTHC orientado del Ejemplo 3. Las placas tenían dimensiones de 1,2 mm x 5,5 mm x 40 mm, y fueron torcidas en forma de hélice a temperatura ambiente para ser ajustadas a la superficie ósea. Las placas torcidas fueron fijadas al hueso sobre la fractura con tornillos de PDTHC (2,0 mm de diámetro, 8 mm de longitud). Todas las fijaciones mantuvieron su posición, con buena curación, sin incidentes, como fue visto después de un seguimiento de 6 meses.

Claims

1. Método para conformar un dispositivo de estabilización ósea implantable, para estabilizar una pluralidad de trozos de hueso, comprendiendo:

el proporcionar un dispositivo de estabilización ósea que posea rigidez estructural, siendo formado dicho dispositivo de un material de osteosíntesis resorbible, uniaxialmente y/o biaxialmente orientado, que sea substancialmente rígido, dimensionalmente estable y substancialmente deformable en un primer estado termoquímico -el cual es a temperatura ambiente-, poseyendo dicho dispositivo (11, 17, 27, 28, 33) una sección alargada (12, 18, 31, 32) comprendiendo superficies primera y segunda, y una pluralidad de aberturas de sujeción (15, 21, 29, 30, 34) dispuestas entre dichas superficies primera y segunda, por lo que dicho dispositivo es capaz de estabilizar dicha pluralidad de trozos de hueso después de la implantación, siendo capaz además dicho dispositivo de mantener su forma en un segundo estado termoquímico -el cual es a temperatura corporal- después de su fijación a dichos trozos de hueso, durante un período de tiempo suficiente como para que dicho trozo de hueso cure; y

el formar el dispositivo de estabilización ósea hasta conseguir una configuración deseada en el primer estado termoquímico,

en donde están excluidos métodos para el tratamiento del cuerpo humano o animal por medio de cirugía practicada en el cuerpo humano o animal.

2. El método conforme a la reivindicación 1, en donde dicho dispositivo es capaz de mantener substancialmente dicha segunda configuración bajo condiciones de una operación quirúrgica en dicho primer estado termoquímico.

3. El método conforme a las reivindicaciones 1 o 2, en donde dicho dispositivo es deformado repetidamente para conseguir diferentes configuraciones en dicho primer estado termoquímico.

4. El método conforme a cualquiera de las reivindicaciones de la 1 a la 3, en donde dicho dispositivo es bioabsorbible.

5. El método conforme a cualquiera de las reivindicaciones de la 1 a la 4, en donde dicho material posee una temperatura de transición vítrea, es substancialmente deformable en un primer estado termoquímico, y es dimensionalmente estable a temperatura corporal después de su fijación sobre la superficie ósea en una operación quirúrgica.

6. El método conforme a cualquiera de las reivindicaciones de la 1 a la 5, en donde dicho material es deformable a lo largo de tres ejes mutuamente perpendiculares.

7. El método conforme a cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en donde el dispositivo comprende además una pluralidad de sujeciones quirúrgicas (23) capaces de asegurar dicho dispositivo de osteosíntesis biocompatible a dicha pluralidad de trozos de hueso.

8. El método conforme a la reivindicación 7, en donde, al menos, una de dichas aberturas de sujeción (15, 21) incluye una parte en receso (15a, 22) capaz de acoplar una de dichas sujeciones quirúrgicas.

9. El método conforme a la reivindicación 8, en donde cada una de dichas sujeciones quirúrgicas (23) incluye una parte substancialmente cónica ajustable a, al menos, una parte (15a, 22) de una de dichas aberturas de sujeción (15, 22).

10. El método conforme a cualquiera de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por el hecho de que el material de osteosíntesis es seleccionado de entre el siguiente grupo de polímeros bioabsorbibles: homopolímeros y copolímeros poliláctidos, poliortoésteres, pseudo-poliaminoácidos, polianhídridos, por lo que dicho dispositivo es operable para estabilizar dicha pluralidad de trozos de hueso durante un período de tiempo de, al menos, alrededor de cuatro a ocho semanas después de la implantación, y es substancialmente resorbido por completo alrededor de un año después de su implantación.

11. El método conforme a cualquiera de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por el hecho de que el material de osteosíntesis contiene alrededor del 80% de láctido y alrededor del 20% de glicólido, por lo que dicho dispositivo es operable para estabilizar dicha pluralidad de trozos de hueso durante un período de tiempo de, al menos, alrededor de cuatro a ocho semanas después de su implantación, y es substancialmente resorbido por completo alrededor de un año después de su implantación.

12. El método conforme a la reivindicación 11, en donde dicho material posee una cristalinidad de más de alrededor del 20%.

13. El método conforme a la reivindicación 12, en donde dicho material comprende una mezcla de un polímero, copolímero o aleación polimérica bioabsorbible y partículas o fibras de vidrio bioactivo.

14. La utilización de un dispositivo de estabilización ósea poseyendo rigidez estructural y siendo formado de un material de osteosíntesis resorbible, uniaxialmente y/o biaxialmente orientado, que es substancialmente rígido, dimensionalmente estable y substancialmente deformable en un primer estado termoquímico -el cual es a temperatura ambiente-, poseyendo dicho dispositivo (11, 17, 27, 28, 33) una sección alargada (12, 18, 31, 32) comprendiendo superficies primera y segunda, y una pluralidad de aberturas de sujeción (15, 21, 29, 30, 34) dispuestas entre dichas superficies primera y segunda, por lo que dicho dispositivo es capaz de estabilizar una pluralidad de trozos de hueso después de su implantación, siendo capaz además dicho dispositivo de mantener su forma en un segundo estado termoquímico -el cual es a temperatura corporal- después de su fijación a dichos trozos de hueso, durante un período de tiempo suficiente como para que dicho trozo de hueso cure, para la fabricación de un dispositivo conformado de estabilización ósea implantable en el primer estado termoquímico de dicho material.