ES2312765T3 - Dispositivos protesicos medicos que tienen biocompatibilidad mejorada. - Google Patents
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Abstract
Un dispositivo protésico médico que comprende un material metálico (A) seleccionado del grupo que consiste en titanio o una aleación del mismo, zirconio o una aleación del mismo, tantalio o una aleación del mismo, hafnio o una aleación del mismo, niobio o una aleación del mismo y una aleación de cromo-vanadio, caracterizado porque partes superficiales del material metálico (A) están revestidas con una capa del correspondiente material de hidróxido (B) seleccionado entre hidróxido de titanio, hidróxido de zirconio, hidróxido de tantalio, hidróxido de hafnio, hidróxido de niobio e hidróxido de cromo y/o vanadio, respectivamente.
Description
Dispositivos protésicos médicos que tienen
biocompatibilidad mejorada.
El presente invento se refiere a dispositivos
protésicos médicos que presentan una biocompatibilidad mejorada.
Se ha propuesto mejorar la biocompatibilidad de
prótesis metálicas, tal como una prótesis de titanio, al modificar
las superficies metálicas de las mismas mediante, por ejemplo,
bombardeo con plasma, ataque químico o
electrolisis.
electrolisis.
Se ha descrito la oxidación anódica para la
formación de una capa gruesa de óxido (es decir, más gruesa que la
capa de óxido que se encuentra naturalmente) sobre la superficie de
un implante. Por ejemplo, en el Documento WO 00/72777 se describe
un procedimiento de oxidación electrolítica por el cual se sumerge
un implante en un electrolito ácido y se pone el implante (ánodo)
en contacto con una fuente de energía eléctrica conectada a un
contraelectrodo (cátodo) sumergido en el mismo electrolito
ácido.
También se ha propuesto mejorar la
biocompatibilidad de prótesis e implantes al unir o integrar
diversas biomoléculas activas a la superficie de la prótesis, por
ejemplo, a la superficie metálica de una prótesis de titanio. El
propósito con los implantes preparados de este modo ha sido que
tuvieran un ajuste mejorado; presentaran una adherencia tisular
aumentada y una compatibilidad tisular aumentada; tuvieran una
superficie biológicamente activa para un crecimiento, una
diferenciación y una maduración celulares aumentadas; presentaran
una inmunorreactividad reducida; presentaran actividad
antimicrobiana; presentaran capacidades de biomineralización
aumentadas; dieran lugar a una cicatrización mejorada de heridas
y/o huesos; condujeran a una densidad ósea mejorada; tuvieran un
"tiempo de carga" reducido y causaran menos inflamación.
Dicha unión ha sido llevada a menudo a cabo
utilizando, por ejemplo, reaccionantes químicos que tienen dos
funciones reactivas, tales como el formol y el glutaraldehído, pero
la naturaleza reactiva de estos agentes conduce a menudo a que las
biomoléculas se vuelvan biológicamente inactivas y/o con una
inmunorreactividad potenciada, lo que es indeseable.
Se ha hallado ahora que un dispositivo protésico
metálico que tiene un revestimiento del correspondiente hidróxido
metálico sobre partes metálicas del mismo presenta propiedades
estructurales y de biocompatibilidad ventajosas, y que es posible
preparar dicho dispositivo por electrolisis.
Por lo tanto, en un primer aspecto, el invento
se refiere a un dispositivo protésico médico que comprende un
material metálico (A) seleccionado del grupo que consiste en titanio
o una aleación del mismo, zirconio o una aleación del mismo,
tantalio o una aleación del mismo, hafnio o una aleación del mismo,
niobio o una aleación del mismo y una aleación de
cromo-vanadio, en el que partes superficiales del
material metálico (A) están revestidas con una capa de un
correspondiente material de hidróxido (B) seleccionado entre
hidróxido de titanio, hidróxido de zirconio, hidróxido de tantalio,
hidróxido de hafnio, hidróxido de niobio e hidróxido de cromo y/o
vanadio, respectivamente.
En un segundo aspecto, el invento se refiere a
un método para preparar dicho dispositivo protésico médico, método
que comprende someter partes superficiales del material metálico (A)
a un tratamiento de electrolisis bajo unas condiciones que
faciliten la formación de hidróxido metálico para formar la capa del
material de hidróxido (B).
Se ha hallado además que es posible entrelazar,
unir, retener y/o integrar una gran variedad de biomoléculas en, o
con, una capa de hidróxido durante el proceso inorgánico de
formación de dicha capa de hidróxido sobre metales por
electrolisis. Antes de esta observación, se consideraba que era muy
difícil unir y estabilizar biomoléculas bioactivas no modificadas
sobre metales, especialmente para uso como superficies bioactivas
sobre metales para uso como implantes in vivo en el cuerpo de
vertebrados.
Por lo tanto, una realización preferida del
invento se refiere a un dispositivo protésico médico que comprende
un material metálico (A) seleccionado del grupo que consiste en
titanio o una aleación del mismo, zirconio o una aleación del
mismo, tantalio o una aleación del mismo, hafnio o una aleación del
mismo, niobio o una aleación del mismo y una aleación de
cromo-vanadio, en el que partes superficiales del
material metálico (A) están revestidas con una capa del
correspondiente material de hidróxido (B) seleccionado entre
hidróxido de titanio, hidróxido de zirconio, hidróxido de tantalio,
hidróxido de hafnio, hidróxido de niobio e hidróxido de cromo y/o
vanadio, respectivamente, capa de material de hidróxido (B) que
comprende una o más sustancias biomoleculares (C) asociadas con
ella.
Además, el invento se refiere a un método para
preparar un dispositivo protésico médico de acuerdo con la
realización preferida anterior, método que comprende someter partes
superficiales del material metálico (A) a un tratamiento de
electrolisis para formar la capa de material de hidróxido (B),
tratamiento de electrolisis que es llevado a cabo en presencia de
una o más sustancias biomoleculares (C) bajo unas condiciones que
hacen que la biomolécula resulte negativamente cargada.
En el presente contexto, la expresión
"dispositivo protésico médico" incluye en su alcance cualquier
dispositivo destinado a ser implantado en el cuerpo de un animal
vertebrado, en particular, de un mamífero tal como un ser
humano.
A los dispositivos protésicos médicos se hace
también referencia aquí como implantes (médicos).
Son ejemplos no restrictivos de dichos
dispositivos los dispositivos médicos que restablecen la anatomía
y/o restauran una función del cuerpo, tal como la articulación
femoral de la cadera; la cabeza femoral; la cavidad acetabular; el
codo, incluyendo vástagos, cuñas e inserciones articulares; la
rodilla, incluyendo los componentes femorales y tibiales, el
vástago, cuñas, inserciones articulares y componentes rotulares; los
hombros, incluyendo, el vástago y la cabeza; la muñeca; los
tobillos; la mano; los dedos de la mano; los dedos de los pies; las
vértebras; los discos espinales; articulaciones artificiales;
implantes dentales; implantes osiculoplásicos; implantes del oído
medio, incluyendo el yunque, el martillo, el estribo, el
yunque-estribo, el martillo-yunque
y el martillo-yunque-estribo;
implantes cocleares; dispositivos ortopédicos para fijación, tales
como clavos, tornillos, grapas y placas; válvulas cardiacas;
marcapasos; catéteres; vasos; implantes para relleno de espacios;
implantes para retención de audífonos; implantes para fijación
externa; y también dispositivos intrauterinos (DIUs) y dispositivos
bioelectrónicos tales como dispositivos electrónicos intracocleares
o intracraneales.
Generalmente, un implante médico está compuesto
de una o varias partes de implante. Por ejemplo, un implante dental
comprende normalmente una fijación dental acoplada a partes de
implante secundarias, tales como un soporte y/o un diente de
restauración. Sin embargo, a cualquier dispositivo solo, tal como
una fijación dental, destinado a la implantación se puede hacer
referencia como un implante aun cuando otras partes vayan a estar
conectadas a él.
Como se utiliza aquí, la expresión "partes
superficiales" se refiere a al menos una región superficial
definida de un implante. De este modo, las partes superficiales
pueden incluir el área superficial entera del implante o porciones
de la misma.
Un ejemplo de partes superficiales de implante
destinadas a la implantación en tejido óseo es la superficie de una
fijación dental que está destinada a la implantación en el maxilar
de un paciente y a estar en contacto con tejido óseo.
Otro ejemplo de partes superficiales de implante
destinadas a la implantación en tejido óseo es la superficie de un
implante de articulación de cadera que está destinado a la
implantación en el cuello del fémur de un paciente.
Como se utiliza aquí, "para implantación en
tejido óseo" se refiere a implantes destinados a una implantación
al menos parcial en tejido óseo, tales como implantes dentales,
implantes ortopédicos y similares. A un implante para implantación
en tejido óseo se puede hacer también referencia como un implante de
tejido óseo.
En el presente contexto, el término
"biomolécula" está destinado a cubrir y comprender en su
significado una grandísima variedad de moléculas biológicamente
activas en el sentido más amplio de la palabra, sean biomoléculas
naturales (es decir, moléculas presentes en la naturaleza y
obtenidas de fuentes naturales), biomoléculas sintéticas (es decir,
moléculas presentes en la naturaleza y preparadas sintéticamente,
así como moléculas no presentes en la naturaleza o formas de
moléculas sintéticamente preparadas) o biomoléculas recombinantes
(es decir, preparadas mediante el uso de técnicas
recombinantes).
A continuación se proporciona una lista no
restrictiva de grupos principales de especies de biomoléculas que
son consideradas por ser adecuadas para incorporación a una capa de
hidróxido metálico (de una manera estable y/o fisiológicamente
reversible) de acuerdo con el invento.
Fibrina; fibroína; proteína de pie de Mytilus
edulis (mefp1; del inglés, Mytilus edulis
foot protein; "proteína adhesiva de mejillón");
otras proteínas adhesivas de mejillón; proteínas y péptidos con
bloques ricos en glicocola; proteínas y péptidos con bloques de
polialanina; y sedas.
Los factores de fijación celular son
biomoléculas que median en la fijación y propagación de células
sobre superficies biológicas u otras células y tejidos. Este grupo
de moléculas contiene típicamente moléculas que participan en
interacciones célula-matriz y
célula-célula durante el desarrollo, neogénesis,
regeneración y reparación de los vertebrados. Las moléculas típicas
de esta clase son moléculas presentes en la superficie exterior de
las células, tal como la clase CD de receptores en glóbulos blancos,
las inmunoglobulinas y las proteínas hemoaglutinantes, y
moléculas/ligandos de la matriz extracelular que se adhieren a
dichas moléculas celulares. Son ejemplos típicos de factores de
fijación celular con potencial para uso como revestimiento
bioactivo sobre implantes revestidos con hidróxido metálico:
ankirinas; cadherinas (moléculas de adhesión dependientes de
calcio); conexinas; sulfato de dermatano; entactina; fibrina;
fibronectina; glicolípidos; glicoforina; glicoproteínas; sulfato de
heparano; sulfato de heparina; ácido hialurónico; inmunoglobulinas;
sulfato de queratano; integrinas; lamininas; N-CAMs
(moléculas adhesivas independientes de calcio); proteoglicanos;
espectrina; vinculina; y vitronectina.
Los biopolímeros son cualesquier moléculas
biológicamente preparadas que, bajo las condiciones correctas,
pueden ensamblarse en estructuras polímeras macromoleculares. Dichas
moléculas constituyen partes importantes de la matriz extracelular,
donde participan para proporcionar resiliencia, resistencia,
rigidez, integridad, etc., a los tejidos. Son algunos biopolímeros
importantes con potencial para uso como revestimiento bioactivo
sobre implantes revestidos con hidróxido metálico: alginatos,
amelogeninas, celulosa, quitosano, colágeno, gelatinas,
oligosacáridos y pectina.
Esta clase de proteínas contiene típicamente
cualquier proteína disuelta o agregada que está normalmente presente
en la sangre completa. Dichas proteínas pueden participar en una
gran variedad de procesos biológicos, tales como inflamación,
ubicación ("homing") de células, coagulación, señalización
celular, defensa, reacciones inmunes, metabolismo, etc. Son
ejemplos típicos con potencial para uso como revestimiento bioactivo
sobre implantes revestidos con hidróxido metálico: albúmina;
albumen; citocinas; factor IX; factor V; factor VII; factor VIII;
factor X; factor XI; factor XII; factor XIII; hemoglobinas (con o
sin hierro); inmunoglobulinas (anticuerpos); fibrina; factores de
crecimiento derivados de plaquetas (PDGFs; del inglés,
platelet derived growth factors);
plasminógeno; trombospondina; y transferrina.
Las enzimas son cualesquier proteínas o péptidos
que ejercen un efecto catalítico específico sobre uno o más
sustratos biológicos que pueden ser casi cualquier cosa, desde
azúcares sencillos hasta macromoléculas complejas tales como el
DNA. Las enzimas son potencialmente útiles para desencadenar
respuestas biológicas en el tejido por degradación de moléculas
matriciales, o podrían ser utilizadas para activar o liberar otros
compuestos bioactivos en el revestimiento del implante. Son algunos
ejemplos importantes con potencial para uso como revestimiento
bioactivo sobre implantes revestidos con hidróxido metálico: abzimas
(anticuerpos con capacidad enzimática); adenilato ciclasa;
fosfatasa alcalina; carboxilasas: colagenasas; ciclooxigenasa;
hidrolasas; isomerasas; ligasas; liasas; metaloproteasas
matriciales (MMPs; del inglés, matrix
metalloproteases); nucleasas; oxidorreductasas;
peptidasas; péptido hidrolasa; peptidil transferasa; fosfolipasa;
proteasas; sacarasa-isomaltasa; TIMPs; y
transferasas.
Unas células especializadas, por ejemplo,
fibroblastos y osteoblastos, producen la matriz extracelular. Esta
matriz participa en varios procesos importantes. La matriz es
crucial para, entre otras cosas, la cicatrización de heridas, la
homeostasis, el desarrollo y la reparación de tejidos, la
resistencia tisular y la integridad tisular. La matriz también
decide el entorno extracelular, tal como el pH, la fuerza iónica, la
osmolaridad, etc. Además, las moléculas de la matriz extracelular
son cruciales para la inducción y el control de la formación
biomineral (hueso, cartílago, dientes, etc). Las proteínas y
biomoléculas extracelulares importantes con potencial para uso como
revestimiento bioactivo sobre implantes revestidos con hidróxido
metálico incluyen: ameloblastina; amelina; amelogeninas; colágenos
(I a XII); dentina-sialoproteína (DSP);
dentina-sialofosfoproteína (DSPP); elastinas;
enamelina; fibrinas; fibronectinas, queratinas (1 a 20); lamininas;
tuftelina; hidratos de carbono; sulfato de condroitina; sulfato de
heparano; sulfato de heparina; ácido hialurónico; lípidos y ácidos
grasos; y lipopolisacáridos.
Los factores de crecimiento y las hormonas son
moléculas que se unen a estructuras de la superficie celular
(receptores) y generan una señal en la célula diana para que se
inicie un proceso biológico específico. Son ejemplos de dichos
procesos: el crecimiento, la muerte celular programada, la
liberación de otras moléculas (por ejemplo, moléculas de la matriz
extracelular o azúcar), la diferenciación y la maduración celulares,
la regulación del índice metabólico, etc. Son ejemplos típicos de
dichas biomoléculas con potencial para uso como revestimiento
bioactivo sobre implantes revestidos con hidróxido metálico:
activinas (Act); anfirregulina (AR); angiopoyetinas (Ang 1 a 4);
Apo3 (un inductor débil de apoptosis, también conocido como TWEAK,
DR3, WSL-1, TRAMP y LARD); betacelulina (BTC);
factor básico de crecimiento de fibroblastos (bFGF,
FGF-b; del inglés, basic fibroblast
growth factor); factor ácido de crecimiento de
fibroblastos (aFGF, FGF-a; del inglés, acidic
fibroblast growth factor); ligando de
4-1BB; factor neurotrófico procedente del cerebro
(BDNF; del inglés, brain-derived neurotrophic
factor); bolocina procedente de mama y riñón (BRAK; del
inglés, breast and kidney derived
bolokine); proteínas morfogénicas de hueso (BMPs; del inglés,
bone morphogenic proteins); quimiocina 1
quimioatrayente de linfocitos B/atrayente de células B
(BLC/BCA-1; del inglés, B-lymphocyte
chemoattractant/B cell attracting
chemokine 1); CD27L (ligando de CD27); CD30L (ligando de
CD30); CD40L (ligando de CD40); ligando A inductor de la
proliferación (APRIL; del inglés, A
proliferation-inducing ligand); cardiotrofina 1
(CT-1); factor neurotrófico ciliar (CNTF; del
inglés, ciliary neurotrophic factor); factor de
crecimiento del tejido conjuntivo (CTGF; del inglés,
connective tissue growth factor);
citocinas; quimiocina 6-cisteína (6Ckine); factores
de crecimiento epidérmico (EGFs; del inglés, epidermal
growth factors); eotaxina (Eot); proteína 78
activante de neutrófilos, procedente de células epiteliales
(ENA-78; del inglés, epithelial
cell-derived neutrophil activating
protein 78); eritropoyetina (Epo); factores de
crecimiento de fibroblastos (FGF 3 a 19; del inglés,
fibroblast growth factors); fractalcina;
factores neurotróficos procedentes de células gliales (GDNFs; del
inglés, glial-derived neurotrophic
factors); ligando del receptor de TNF inducido por
glucocorticoides (GITRL; del inglés,
glucocorticoid-induced TNF receptor
ligand); factor estimulador de colonias de granulocitos
(G-CSF; del inglés, granulocyte colony
stimulating factor); factor estimulador de colonias de
granulocitos y macrófagos (GM-CSF; del inglés,
granulocyte macrophage colony
stimulating factor); proteínas quimiotácticas de
granulocitos (GCPs; del inglés, granulocyte
chemotactic proteins); hormona de crecimiento (GH; del
inglés, growth hormone); I-309;
oncogén relacionado con el crecimiento (GRO; del inglés,
growth related oncogene); inhibinas (Inh);
quimioatrayente alfa de células T, inducible por interferón (ITAC;
del inglés, interferon-inducible
T-cell alpha chemoattractant); ligando de Fas
(FasL); herregulinas (HRGs); factor de crecimiento similar al
factor de crecimiento epidérmico, ligante de heparina
(HB-EGF; del inglés, heparin-binding
epidermal growth factor-like
growth factor); ligando de la tirosina cinasa 3,
similar a fms (Flt-3L; del inglés,
fms-like tyrosine kinase 3
ligand); quimiocinas CC de producto de hemofiltración
(HCC-1 a 4); factor de crecimiento de hepatocitos
(HGF; del inglés, hepatocyte growth factor); insulina;
factores de crecimiento similares a insulina (IGF 1 y 2; del
inglés, insulin-like growth
factors); proteína 10 inducible por interferón gamma
(IP-10); interleucinas (IL-1 a 18);
interferón gamma (IFN-gamma); factor de crecimiento
de queratinocitos (KGF; del inglés, keratinocyte
growth factor); factor 2 de crecimiento de
queratinocitos (FGF-10); leptina (OB); factor
inhibidor de la leucemia (LIF; del inglés, leukemia
inhibitory factor); linfotoxina beta
(LT-B); linfotactina (LTN); factor estimulador de
colonias de macrófagos (M-CSF; del inglés,
macrophage-colony stimulating factor);
quimiocina procedente de macrófagos (MDC; del inglés,
macrophage-derived chemokine); proteína
estimuladora de macrófagos (MSP; del inglés, macrophage
stimulating protein); proteínas inflamatorias de
macrófagos (MIPs; del inglés, macrophage inflammatory
proteins); midcina (MK); proteínas quimioatrayentes de
monocitos (MCP 1 a 4; del inglés, monocyte
chemoattractant proteins); monocina inducida por
IFN-gamma (MIG); MSX1; MSX 2; sustancia inhibidora
Mulleriana (MIS; del inglés, Mullerian inhibiting
substance); factor 1 inhibidor de progenitores mieloides
(MPIF-1; del inglés, myeloid
progenitor inhibitory factor 1); factor de
crecimiento nervioso (NGF; del inglés, nerve growth
factor); neurotrofinas (NTs); péptido 2 activador de
neutrófilos (NAP-2; del inglés, neutrophil
activating peptide 2); oncostatina M (OSM);
osteocalcina; OP-1; osteopontina; ligando de OX40;
factores de crecimiento procedentes de plaquetas (PDGF aa, ab y bb;
del inglés, platelet derived growth
factors); factor 4 de plaquetas (PF4; del inglés,
platelet factor 4); pleyotrofina (PTN); quimiocina
pulmonar y de activación regulada (PARC; del inglés,
pulmonary and activation-regulated
chemokine); quimiocina expresada y secretada por células T
normales, regulada por activación (RANTES; del inglés,
regulated on activation, normal T-cell
expressed and secreted); factor procedente de
neuronas sensoriales y motoras (SMDF; del inglés, sensory and
motor neuron-derived factor); miembro
26 de la subfamilia A de citocinas inducibles pequeñas (SCYA26);
factor de células madre (SCF; del inglés, stem cell
factor); factor 1 procedente de células estromales
(SDF-1; del inglés, stromal cell
derived factor 1); quimiocina del timo y regulada por
activación (TARC; del inglés, thymus and
activation-regulated chemokine); quimiocina
expresada por el timo (TECK; del inglés, thymus
expressed chemokine); ligando 1 expresado por
leucocitos y relacionado con TNF y ApoL (TALL-1; del
inglés, TNF and ApoL-related
leukocyte-expressed ligand-1);
ligando inductor de apoptosis relacionado con TNF (TRAIL; del
inglés, TNF-related apoptosis inducing
ligand); citocina inducida por activación, relacionada con
TNF (TRANCE; del inglés, TNF-related activation
induced cytokine); proteína homóloga a la linfotoxina, que presenta
expresión inducible y compite con la glicoproteína D de HSV por el
receptor HVEM de linfocitos T (LIGHT; del inglés, lymphotoxin
inducible expression and competes with HSV glycoprotein D for HVEM
T-lymphocyte receptor); factor de crecimiento de la
placenta (PIGF; del inglés, placenta growth factor); trombopoyetina
(Tpo); factores de crecimiento transformantes (TGF alfa, TGF beta
1, TGF beta 2; del inglés, transforming growth
factors); factores de necrosis tumoral (TNF alfa y beta; del
inglés, tumor necrosis factors); factores de
crecimiento del endotelio vascular (VEGF-A, B, C y
D; del inglés, vascular endothelial growth
factors); calcitoninas; y compuestos esteroides tales como
hormonas sexuales presentes en la naturaleza tales como estrógeno,
progesterona y testosterona, así como compuestos análogos a las
mismas. De esta manera, se podrían contemplar ciertos implantes,
tales como DIUs (dispositivos intrauterinos), que comprenden, por
ejemplo, estrógenos o progesterona o compuestos análogos a los
mismos.
El DNA codifica los genes para proteínas y
péptidos. Además, el DNA contiene un amplio conjunto de secuencias
que regulan la expresión de los genes contenidos. Existen diversos
tipos de DNA, dependiendo de la fuente, la función, el origen y la
estructura. Son ejemplos típicos de moléculas basadas en DNA que
pueden ser utilizadas como revestimientos bioactivos de liberación
lenta sobre implantes (terapia génica local): A-DNA;
B-DNA; cromosomas artificiales que llevan DNA de
mamífero (YACs); DNA cromosómico; DNA circular; cósmidos que llevan
DNA de mamífero; DNA; DNA de cadena doble (dsDNA; del inglés,
double-stranded DNA); DNA genómico; DNA hemimetilado;
DNA lineal; cDNA de mamífero (DNA complementario; DNA copia de RNA);
DNA de mamífero; DNA metilado; DNA mitocondrial; fagos que llevan
DNA de mamífero; fagómidos que llevan DNA de mamífero; plásmidos que
llevan DNA de mamífero; plástidos que llevan DNA de mamífero; DNA
recombinante; fragmentos de restricción de DNA de mamífero;
retroposones que llevan DNA de mamífero; DNA de cadena sencilla
(ssDNA; del inglés, single-stranded DNA); transposones
que llevan DNA de mamífero; T-DNA; virus que llevan
DNA de mamífero; y Z-DNA.
El RNA es una transcripción de una información
codificada por el DNA (a veces, en algunos virus, el RNA es la
unidad esencial de codificación de la información). Se ha mostrado
que el RNA, además de ser un producto intermediario en la expresión
de genes, presenta varias funciones biológicas. Las ribozimas son
moléculas de RNA sencillas con acción catalítica. Estos RNAs pueden
catalizar la escisión y ligación de DNA y RNA, hidrolizan péptidos,
y son el núcleo de la traducción del RNA en péptidos (el ribosoma es
una ribozima). Son ejemplos típicos de moléculas de RNA con
potencial para uso como revestimiento bioactivo sobre implantes
revestidos con hidróxido metálico: RNA de transferencia acetilado
(tRNA activado, tRNA cargado); RNA circular; RNA lineal; RNA
nuclear heterogéneo (hnRNA) de mamífero; RNA mensajero (mRNA) de
mamífero; RNA de mamífero; RNA ribosómico (rRNA) de mamífero; RNA
de transporte (tRNA) de mamífero; mRNA; RNA poliadenilado; RNA
ribosómico (rRNA); RNA recombinante; retroposones que llevan RNA de
mamífero; ribozimas; RNA de transporte (tRNA); virus que llevan RNA
de mamífero; y RNA inhibitorio corto (siRNA; del inglés,
short inhibitory RNA).
Los receptores son biomoléculas de la superficie
celular que se unen a señales (por ejemplo, ligandos hormonales y
factores de crecimiento) y transmiten la señal por la membrana
celular y a la maquinaria interna de las células. Los diferentes
receptores están diferentemente "conectados", imponiendo
diferentes respuestas intracelulares incluso al mismo ligando. Esto
hace posible que las células reaccionen diferencialmente a señales
externas al variar el patrón de receptores en su superficie. Los
receptores se unen típicamente a su ligando de un modo reversible,
lo que les hace adecuados como vehículos de factores de crecimiento
que van a ser liberados al tejido. Por lo tanto, al revestir los
implantes con receptores de factores de crecimiento y cargar luego
estos receptores con sus principales ligandos, se consigue una
superficie bioactiva que puede ser utilizada para la liberación
controlada de factores de crecimiento a los tejidos circundantes
después de la implantación. Los ejemplos de receptores adecuados
con potencial para uso como revestimiento bioactivo sobre implantes
revestidos con hidróxido metálico incluyen: la clase CD de
receptores; receptores de EGF; receptores de FGF; receptor de
fibronectina (VLA-5); receptor de factores de
crecimiento; proteínas ligantes de IGF (IGFBP 1 a 4; del inglés,
IGF binding proteins); integrinas (incluyendo
VLA 1-4); receptor de laminina; receptores de PDGF;
receptores de los factores de crecimiento transformantes alfa y
beta; receptores de BMP; Fas; receptor del factor de crecimiento del
endotelio vascular (Fit-1); y receptor de
vitronectina.
Las biomoléculas sintéticas son moléculas que se
basan en (que remedan) biomoléculas presentes en la naturaleza. Al
sintetizar dichas moléculas, se puede introducir una amplio conjunto
de modificaciones químicas y estructurales que pueden estabilizar
la molécula o hacerla más bioactiva o especifica. De este modo, si
una molécula es demasiado inestable o inespecífica para ser
utilizada a partir de extractos, es posible construirla y
sintetizarla para uso como revestimiento superficial de implantes.
Además, muchas biomoléculas son tan poco abundantes que es
imposible la extracción a escala industrial. Dichas biomoléculas
raras han de ser preparadas sintéticamente, por ejemplo, mediante
tecnología recombinante o mediante química (bioquímica). A
continuación se enumeran diversas clases de moléculas sintéticas que
pueden ser potencialmente útiles para revestimientos de
implantes.
A-DNA; DNA antisentido;
B-DNA; DNA complementario (cDNA); DNA químicamente
modificado; DNA químicamente estabilizado; DNA; compuestos análogos
a DNA; oligómeros de DNA; polímeros de DNA; híbridos de
DNA-RNA; DNA de doble cadena (dsDNA); DNA
hemimetilado; DNA metilado; DNA de cadena sencilla (ssDNA); DNA
recombinante; DNA triple; T-DNA; y
Z-DNA.
RNA antisentido; RNA químicamente modificado;
RNA químicamente estabilizado; RNA nuclear heterogéneo (hnRNA); RNA
mensajero (mRNA); ribozimas; RNA; compuestos análogos a RNA;
híbridos de RNA-DNA; oligómeros de RNA; polímeros
de RNA; RNA ribosómico (rRNA); RNA de transporte (tRNA); y RNA
inhibitorio corto (siRNA).
Liposomas catiónicos y aniónicos; acetato de
celulosa; ácido hialurónico; poli(ácido láctico);
poli(alginato de glicol); poli(ácido glicólico);
poliprolinas; y polisacáridos.
Decapéptidos que comprenden DOPA y/o diDOPA;
péptidos con la secuencia "Ala Lys Pro Ser Tyr Pro Pro Thr Tyr
Lys"; péptidos en que Pro está sustituido por hidroxiprolina;
péptidos en que uno o más Pro están sustituidos por DOPA; péptidos
en que uno o más Pro están sustituidos por diDOPA; péptidos en que
uno o más Tyr están sustituidos por DOPA; hormonas peptídicas;
secuencias peptídicas basadas en las proteínas extraídas
anteriormente enumeradas; y péptidos que comprenden un motivo RGD
(Arg Gly Asp).
Todos los péptidos y proteínas recombinantemente
preparados.
Los inhibidores sintéticos de enzimas varían
desde moléculas sencillas, como ciertos iones metálicos, que
bloquean la actividad enzimática al unirse directamente a la enzima,
hasta moléculas sintéticas que remedan el sustrato natural de una
enzima y compiten de este modo con el sustrato principal. Un
revestimiento de implantes que incluya inhibidores de enzimas
podría contribuir a estabilizar y contrarrestar la descomposición de
otras biomoléculas presentes en el revestimiento, de modo que se
alcanzarían más tiempo de reacción y/o una mayor concentración del
compuesto bioactivo. Son ejemplos de inhibidores de enzimas:
pepstatina; poliprolinas; D-azúcares;
D-aminoácidos; cianuro; fluorofosfatos de
diisopropilo (DFP; del inglés; diisopropyl
fluorophosphates); iones metálicos;
N-tosil-1-fenilalaninaclorometil-cetona
(TPCK; del inglés,
N-tosyl-1-phenylalaninechloromethyl
ketone); fisoestigmina; paratión; y penicilina.
Biotina; calciferol (vitaminas D; vitales para
la mineralización ósea); citrina; ácido fólico; niacina;
nicotinamida; nicotinamida adenina dinucleótido (NAD, NAD+);
nicotinamida adenina dinucleótido fosfato (NADP, NADPH); ácido
retinoico (vitamina A); riboflavina; vitaminas B; vitamina C (vital
para la síntesis de colágeno); vitamina E; y vitaminas K.
Adenosina difosfato (ADP); adenosina monofosfato
(AMP); adenosina trifosfato (ATP); aminoácidos; AMP cíclico (cAMP);
3,4-dihidroxifenilalanina (DOPA);
5,5'-di(hidroxifenil-L-alanina)
(diDOPA); diDOPA quinona; o-difenoles de tipo DOPA;
ácidos grasos; glucosa; hidroxiprolina; nucleósidos; nucleótidos
(bases de RNA y DNA); prostaglandina; azúcares; esfingosina
1-fosfato; rapamicina; hormonas sexuales sintéticas
tales como compuestos análogos a estrógeno, progesterona o
testosterona, tal como, por ejemplo, el tamoxifeno; moduladores
selectivos del receptor de estrógenos (SERMs; del inglés,
selective estrogen receptor modulators),
tal como el raloxifeno; bis-fosfonatos tales como
alendronato, risendronato y etidronato; y estatinas tales como
cerivastatina, lovastatina, simvastatina, pravastatina,
fluvastatina, atorvastatina y
3,5-dihidroxi-7-[3-(4-fluorofenil)-1-(metiletil)-1H-indol-2-il]-hept-6-enoato.
Incorporados a la capa de hidróxido, se podrían
utilizar fármacos para efectos locales tales como mejora de la
resistencia local frente a microbios invasores, control local del
dolor, inhibición local de la síntesis de prostaglandinas,
regulación local de la inflamación, inducción local de
biomineralización, y estimulación local del crecimiento tisular.
Los ejemplos de fármacos adecuados para incorporación a las capas de
hidróxido metálico incluyen: antibióticos; inhibidores de la
ciclooxigenasa; hormonas; inhibidores de la inflamación; fármacos
antiinflamatorios no esteroides (NSAIDs; del inglés,
non-steroid antiinfllammatory
drugs); analgésicos; inhibidores de la síntesis de
prostaglandinas; esteroides; y tetraciclina (también como agente de
biomineralización).
Los iones son importantes en una diversidad de
mecanismos biológicos. Al incorporar iones biológicamente activos a
las capas de hidróxido metálico dispuesta sobre los implantes es
posible estimular localmente procesos biológicos tales como función
enzimática, bloqueo enzimático, incorporación celular de
biomoléculas, ubicación de células específicas, biomineralización,
apoptosis, secreción celular de biomoléculas, metabolismo celular y
defensa celular. Los ejemplos de iones bioactivos para
incorporación al hidróxido metálico incluyen: calcio; cromo; cobre;
fluoruro; oro; yoduro; hierro; potasio; magnesio; manganeso;
selenio; azufre; estaño; plata; sodio; zinc; nitrato; nitrito;
fosfato; cloruro; sulfato; carbonato; carboxilo; y óxido.
Los marcadores biológicos son moléculas que
generan una señal detectable, tal como, por ejemplo, emisión de
luz, actividad enzimática, radiactividad, color específico,
magnetismo, densidad de rayos X, estructura específica,
antigenicidad, etc., que puede ser detectada mediante instrumentos o
ensayos específicos o mediante microscopía o un método de formación
de imágenes tal como rayos X o resonancia magnética nuclear. Los
marcadores se utilizan para controlar procesos biológicos en la
investigación y desarrollo de nuevas estrategias biomédicas de
tratamiento. En los implantes, dichos marcadores se emplearían
típicamente para controlar procesos tales como biocompatibilidad,
formación de tejido, neogénesis tisular, biomineralización,
inflamación, infección, regeneración, reparación, homeostasis
tisular, descomposición tisular, recambio tisular, liberación de
biomoléculas desde la superficie del implante, bioactividad de
biomoléculas liberadas, incorporación y expresión de ácidos
nucleicos liberados desde la superficie del implante, y capacidad
antibiótica de la superficie del implante para proporcionar la
"prueba de viabilidad", el efecto, la eficacia y la validación
de seguridad antes de los estudios clínicos.
Las biomoléculas marcadoras adecuadas para
incorporación a revestimientos de hidróxido incluyen: calceína;
rojo de alizarina; tetraciclinas; fluoresceínas; fura; luciferasa;
fosfatasa alcalina; aminoácidos radiomarcados (por ejemplo,
marcados con ^{32}P, ^{33}P, ^{3}H, ^{35}S, ^{14}C,
^{125}I, ^{51}Cr o ^{45}Ca); nucleótidos radiomarcados (por
ejemplo, marcados con ^{32}P, ^{33}P, ^{3}H, ^{35}S o
^{14}C); péptidos y proteínas radiomarcados; DNA y RNA
radiomarcados; inmunocomplejos de oro (partículas de oro con
anticuerpos fijados); inmunocomplejos de plata; inmunocomplejos de
magnetita; proteína fluorescente verde (GFP; del inglés,
green fluorescent protein); proteína
fluorescente roja (E5); proteínas y péptidos biotinilados; ácidos
nucleicos biotinilados; anticuerpos biotinilados; conectores de
carbono biotinilados; genes informadores (cualquier gen que genere
una señal cuando se expresa); yoduro de propidio; y amarillo de
diamidino.
El dispositivo de acuerdo con el invento puede
ser utilizado con diversos fines. Los ejemplos de dichos fines
incluyen el uso para: inducir la formación local de tejido duro (por
ejemplo, tejido óseo) en el sitio de la implantación; controlar el
crecimiento y/o la invasión microbianas en el sitio de la
implantación o sistémicamente; reducir la inflamación en el sitio
de la implantación o sistémicamente; estimular la reparación,
regeneración o formación de ligamentos; inducir la formación de
cartílagos; generar núcleos para la biomineralización, y/o
controlar y/o modelar la biomineralización; mejorar la fijación
entre los implantes y los tejidos; mejorar la osteointegración de
los implantes; mejorar la adherencia de los tejidos a un implante;
dificultar la adherencia de los tejidos a un implante
(semipermanente o temporal); mejorar el contacto entre los tejidos o
entre los tejidos y los implantes, mejorando el sellado tisular de
una herida (quirúrgica); inducir la apoptosis (muerte celular) en
células indeseadas (por ejemplo, células cancerosas); inducir
diferenciación y/o maduración celulares específicas, aumentando la
resistencia de los tejidos a la tracción; mejorar la cicatrización
de heridas; acelerar la cicatrización de heridas; modelar la
formación de tejidos; guiar la formación de tejidos; terapia génica
local; estimular el crecimiento nervioso; mejorar la vascularización
en los tejidos adyacentes a un implante; estimular la síntesis
local de matriz extracelular; inhibir la descomposición local de la
matriz extracelular; inducir la liberación local de factores de
crecimiento; aumentar el metabolismo tisular local; mejorar la
función de un tejido o una parte corporal; y reducir el dolor y el
malestar locales. La finalidad dependerá del tipo de implante así
como de la naturaleza y/o la concentración de cualquier biomolécula
presente en la capa de hidróxido situada sobre el implante.
Cuando el material metálico (A) es una aleación
de titanio, zirconio, tantalio, hafnio o niobio, puede ser una
aleación entre uno o más de estos elementos metálicos; o puede ser
una aleación que comprenda uno o más metales distintos, tales como
aluminio, vanadio, cromo, cobalto, magnesio, hierro, oro, plata,
cobre, mercurio, estaño y zinc; o ambas cosas.
Se prefiere que el material metálico (A) sea
titanio o una aleación del mismo, tal como, por ejemplo, una
aleación con zirconio, tantalio, hafnio, niobio, aluminio, vanadio,
cromo, cobalto, magnesio, hierro, oro, plata, cobre, mercurio,
estaño o zinc. En una realización particularmente preferida, el
material metálico (A) es titanio.
El correspondiente material de hidróxido (B) es
preferiblemente hidróxido de titanio.
Como se indicó anteriormente, los dispositivos
protésicos que tienen un revestimiento del correspondiente
hidróxido metálico sobre partes metálicas de los mismos presentan
propiedades estructurales y de biocompatibilidad ventajosas. Por
ejemplo, parece que una capa de hidróxido es más reactiva in
vivo que el correspondiente oxido, que parece ser más estable.
De esta manera, sin el respaldo de ninguna teoría concreta, se
considera que una capa de hidróxido metálico, en mayor grado que
una capa de óxido metálico, promoverá la interacción con el fosfato
cálcico endógeno a causa de la reactividad in vivo aumentada
y, de ese modo, producirá una osteointegración mejorada en
comparación con un implante cubierto con el oxido, más inerte.
Preferiblemente, la capa de material de
hidróxido comprende una o más sustancias biomoleculares asociadas
con ella. Las biomoléculas adecuadas se enumeraron anteriormente. En
este contexto, ha de advertirse que se puede formar la capa de
hidróxido para que proporcione una liberación controlada in
vivo de la(s) biomolécula(s) asociada(s)
con ella.
La(s) sustancia(s)
biomolecular(es) puede(n) estar presente(s)
sobre la superficie del material de hidróxido, presente(s)
como un compuesto de inclusión y/o retenida(s) en el material
de hidróxido.
Las biomoléculas preferidas para uso en el
presente invento son biomoléculas, entre las anteriormente
enumeradas, que tienen un punto isoeléctrico (pI) inferior a 7,0
(es decir, que tienen una carga neta negativa en un pH superior a
7,0). Resultará evidente a la persona experta que la propiedad de
tener un pI inferior a 7,0 no se limita a un grupo o subgrupo
concreto de biomoléculas entre las anteriormente enumeradas, sino
que puede hallarse en todos los tipos de biomoléculas de acuerdo
con su origen así como de su función en el organismo del cual
proceden.
Además, las biomoléculas deberían ser
preferiblemente estables en un pH superior a 7,0, más
preferiblemente en un pH superior a 8,0, en particular en un pH
superior a 9,0. En el presente contexto, con el término
"estable" se quiere significar que la biomolécula en cuestión
no se desintegra ni descompone (por ejemplo, el RNA se
desintegraría en un pH superior a 9,0) ni, en caso alguno, resulta
funcionalmente destruida de modo irreversible en los intervalos de
pH indicados.
\newpage
Son grupos preferidos de biomoléculas para uso
en el presente invento:
- \bullet
- Biomoléculas que estimulan la cicatrización ósea, tales como TGFs, BMPs, amelogenina y ameloblastina;
- \bullet
- Biomoléculas que estimulan la cicatrización de heridas, tales como VEGFs, PDGF, HGF, KGF y FGF;
- \bullet
- Biomoléculas que estimulan el depósito de minerales, tales como ameloblastina, poliprolinas y colágenos;
- \bullet
- Biomoléculas que estimulan la fijación celular, tales como matriz extracelular, moléculas CD, integrinas y péptidos-RGD;
- \bullet
- Biomoléculas que estimulan la fijación ósea, tales como matriz extracelular, moléculas CD, integrinas y péptidos-RGD;
- \bullet
- Biomoléculas que estimulan la proliferación celular, tales como factores de crecimiento;
- \bullet
- Biomoléculas que estimulan la proliferación de células osteoblásticas, tales como BMP, TGF, IL-6, osteocalcina, osteoprotegrina, BSP y citocinas;
- \bullet
- Biomoléculas que estimulan la diferenciación celular, tales como amelogenina y factores de crecimiento; y
- \bullet
- Biomoléculas que estimulan la diferenciación de células osteoblásticas, tales como amelogenina y factores de crecimiento.
\vskip1.000000\baselineskip
La cantidad de sustancia biomolecular (C)
presente sobre o en la capa de hidróxido (B) de las partes del
dispositivo protésico revestidas con el hidróxido puede variar
dentro de amplios límites dependiendo, por ejemplo, de las
características químicas y biológicas de la sustancia o sustancias
biomoleculares en cuestión. De este modo, la sustancia biomolecular
(C) asociada con el material de hidróxido (B) puede estar presente
en cantidades que varían desde tan poco como 1 picogramo por
mm^{2} hasta tanto como 1 mg por mm^{2} de superficie del
implante revestida con hidróxido. Sin embargo, se considera que los
revestimientos biomoleculares más útiles variarán de 0,1 nanogramos
a 100 microgramos por mm^{2}.
Los dispositivos protésicos médicos de acuerdo
con el invento, tanto aquellos que llevan incorporadas una o más
sustancias biomoleculares (C) como aquellos que carecen de dichas
sustancias biomoleculares, son preferiblemente estériles.
Como se indicó anteriormente, el método del
invento para preparar dispositivos revestidos con hidróxido implica
someter partes superficiales del material metálico (A) a un
tratamiento de electrolisis en un pH superior a 7,0 para formar la
capa de hidróxido (B). Las condiciones de la electrolisis se pueden
variar para producir capas de hidróxido de rugosidad, porosidad y
espesor variables. Con valores de pH inferiores a 7,0, se forma una
capa de óxido metálico en lugar de una capa de hidróxido
metálico.
En consecuencia, se puede utilizar cualquier pH
superior a 7,0, tal como un pH en el intervalo de 7,1 a 14,0,
aunque el pH preferido para la preparación de una capa de hidróxido
que comprenda una o más biomoléculas está en el intervalo de 7,1 a
12,0, en particular en el intervalo de 7,1 a 11,0, tal como un pH de
7,1 a 10,0, por ejemplo, un pH de 7,1 a 9,0.
Un pH muy elevado (normalmente un pH superior a
12,0) producirá típicamente una superficie metálica subyacente
rugosa (atacada), mientras que unas condiciones de pH bajo
(típicamente un pH de 7,1-10,0) conservarán la
topografía superficial original, es decir, por ejemplo, una
superficie metálica subyacente lisa.
Como se utiliza aquí, la expresión "capa de
hidróxido" significa una capa que comprende predominantemente
hidróxido en comparación con el oxido correspondiente.
Unas condiciones de voltaje elevado (típicamente
de entre 10 V y 150 V) producirán una capa de hidróxido más porosa
que unas condiciones de voltaje bajo (típicamente inferior a 10
V).
El aspecto temporal es el más importante para el
espesor de la capa de hidróxido; a mayor tiempo de electrolisis,
más espesa llegará a ser la capa. Sin embargo, también el voltaje,
la temperatura y el pH afectarán al espesor de la capa de
hidróxido. La capa de hidróxido llega a ser más espesa si se aplica
un voltaje mayor. Una temperatura mayor y/o un pH mayor también
aumentan el espesor de la capa de hidróxido.
El espesor de la capa de hidróxido puede estar
en el intervalo de 1 nm a 50 \mum, y es preferiblemente igual o
superior a 0,5 \mum, más preferiblemente igual o superior a 1
\mum, tal como en el intervalo de 1 a 20 \mum, en particular en
el intervalo de 4 a 15 \mum.
\newpage
Como además se indicó anteriormente, el método
del invento para preparar dispositivos revestidos con hidróxido que
tienen una o más sustancias biomoleculares (C) asociadas con la capa
de hidróxido implica someter partes superficiales del material
metálico (A) a un tratamiento de electrolisis para formar la capa de
hidróxido (B), tratamiento que es llevado a cabo en presencia de
una o más sustancias biomoleculares (C) como las anteriormente
discutidas. Se ha hallado que es importante que las condiciones del
electrolito (pH, fuerza iónica, etc.) sean tales que la biomolécula
tenga una carga neta negativa. Por lo tanto, es ventajoso que las
biomoléculas sean anfolitos, es decir, que sean ácidos o bases
débiles que cambian su carga neta de acuerdo con la fuerza iónica y
el pH de la disolución en que están disueltos. En consecuencia, el
asunto principal para la incorporación de las mismas a una capa de
hidróxido es la estabilidad bajo las condiciones necesarias para la
preparación del biohidróxido, es decir, un entorno que proporcione
suficientes iones OH^{-} para la preparación del hidróxido y que
al mismo tiempo mantenga negativa la carga neta de la biomolécula en
cuestión. Esto significa sobre todo que el electrolito debería
tener una baja concentración de sal y, por consiguiente, una baja
fuerza iónica; una temperatura comparativamente elevada, aunque
preferiblemente inferior a cualquier temperatura desnaturalizante de
la sustancia biomolecular; y un pH superior a 7,0.
Por lo tanto, el electrolito puede ser cualquier
disolución de sal, preferiblemente acuosa, tal como, por ejemplo,
una disolución de cloruro sódico, sulfato sódico, fosfato cálcico,
cloruro cálcico, disolución salina tamponada con fosfato (PBS; del
inglés, phosphate buffered saline), disolución salina, una
disolución de sal que reproduzca condiciones fisiológicas,
bicarbonatos, carbonatos, etc., en que se disuelve la biomolécula
deseada. La fuerza iónica de la sal es típicamente 1 M, pero las
concentraciones pueden ser ajustadas hasta tan bajas como 0,01 M y
hasta tan altas como 10 M de acuerdo con las propiedades químicas y
la concentración de la(s) biomolécula(s).
La temperatura del electrolito que comprende la
biomolécula puede variar desde la temperatura de congelación (0ºC)
hasta tanto como el punto de ebullición del electrolito, típicamente
cerca de 100ºC. Sin embargo cuando se prepara un dispositivo de
acuerdo con el invento que comprende una(s)
sustancia(s) biomolecular(es) (C) en la capa de
hidróxido, el uso de temperaturas en la parte superior de este
intervalo depende claramente de la capacidad de la(s)
sustancia(s) biomolecular(es) (C) presente(s) para resistir tales temperaturas sin daño. Si la biomolécula las puede resistir, una temperatura óptima para la formación de hidróxido es de aproximadamente la temperatura ambiental (20ºC) a 80ºC. Sin embargo, si la biomolécula en cuestión es inestable a temperaturas elevadas, el electrolito puede ser enfriado a una temperatura tan baja como 0ºC si se ajustan el pH y la concentración de sal en consecuencia y se aumenta el tiempo de reacción.
sustancia(s) biomolecular(es) (C) presente(s) para resistir tales temperaturas sin daño. Si la biomolécula las puede resistir, una temperatura óptima para la formación de hidróxido es de aproximadamente la temperatura ambiental (20ºC) a 80ºC. Sin embargo, si la biomolécula en cuestión es inestable a temperaturas elevadas, el electrolito puede ser enfriado a una temperatura tan baja como 0ºC si se ajustan el pH y la concentración de sal en consecuencia y se aumenta el tiempo de reacción.
El pH del electrolito es típicamente ajustado al
pH deseado por medio de una base fuerte, tal como, por ejemplo,
NaOH, KOH, etc., aunque debería tenerse en cuenta que un pH superior
a 12 producirá una superficie de implante irregular y atacada en el
titanio mientras que un pH por debajo de 10 conserva casi siempre la
topografía superficial original. Si se está preparando un
dispositivo que comprende sustancia(s)
biomolecular(es), el pH es ajustado de acuerdo con la
relación deseada de hidróxido/biomolécula. Un pH elevado produce una
superficie de implante con una elevada relación de
hidróxido/biomolécula (= más hidróxido metálico), mientras que un
pH más próximo al neutro, pero no inferior al pI de la biomolécula
en cuestión, producirá una superficie con una baja relación de
hidróxido/biomolécula (= relativamente más biomoléculas). En
consecuencia, se puede usar cualquier pH superior a 7, tal como un
pH en el intervalo de 7,1 a 14,0, aunque el pH preferido está en el
intervalo de 7,1 a 12,0, en particular en el intervalo de 7,1 a
11,0, tal como un pH de 7,1 a 10,0, por ejemplo, un pH de 7,1 a
9,0, dependiendo de las características químicas y la concentración
de la(s) biomolécula(s), el electrolito utilizado y
la relación preferida de hidróxido/biomolécula. Para relaciones
mayores de hidróxido/biomolécula(s) (= más hidróxido), se
debería ajustar el pH para que fuera más básico, y, para relaciones
menores de hidróxido/biomolécula(s) [= más
biomolécula(s)], se debería ajustar el pH para que fuera más
próximo, aunque superior, al pI_{BIOMOLÉCULA}. El único requisito
es que haya iones hidróxido (OH^{-}) y biomoléculas negativamente
cargadas (Biomolécula^{-}, carga neta) presentes en el
electrolito.
La concentración de la(s)
biomolécula(s) (una o cualquier combinación de dos o más) en
el electrolito puede variar a lo largo de un amplísimo intervalo
dependiendo del tipo de bioactividad, el tipo de molécula, las
características químicas y biológicas, la toxicidad, la potencia, el
modo de acción, si se va a liberar o no desde la capa de hidróxido,
la estabilidad in vivo, la estabilidad en el electrolito, la
disponibilidad, el pH óptimo, etc. De este modo, la concentración
de la(s) biomolécula(s) en el electrolito puede estar
en el intervalo de 1 pg a 50 mg por mililitro. Un intervalo
preferido es de entre 10 pg y 1 mg por mililitro, pero la
concentración óptima de biomoléculas debería ser siempre finalmente
determinada en experimentos piloto con cada biomolécula o mezcla de
biomoléculas. Además, el espacio de tiempo durante el cual se lleva
a cabo la electrolisis puede variar, pero influye sobre todo en el
espesor de la capa de hidróxido y, por consiguiente, en la
concentración de biomoléculas en la capa de hidróxido.
La célula electrolítica para uso en los métodos
del invento puede tener cualquier diseño convencional, pero es
típicamente una célula de dos cámaras sin ninguna conexión
conductora entre las cámaras salvo para el electrolito. El implante
metálico que va a ser modificado con hidróxido es dispuesto en la
cámara del ánodo (es decir, el electrodo positivamente cargado),
mientras que el cátodo (el electrodo negativamente cargado),
típicamente hecho de platino, es dispuesto en una cámara separada.
Los electrolitos de cada cámara son conectados por medio de un
filtro poroso de vidrio o porcelana que permite que la corriente
pase sin obstáculos, pero sin cambio alguno de electrolitos entre
las dos cámaras. Esto es importante cuando se preparan dispositivos
que comprenden sustancia(s) biomolecular(es) porque
los productos de la reacción del cátodo podrían interferir
potencialmente en la formación de la capa de
biomolécula-hidróxido o destruir o modificar la
biomolécula en el electrolito del ánodo. La separación de las dos
células también permite el uso de un volumen de electrolito anódico
más pequeño y, por lo tanto, un uso más eficaz de las biomoléculas
así como la posibilidad de usar un sistema de dos electrolitos que
permita la optimización del proceso electrolítico; por ejemplo, un
electrolito óptimo para las biomoléculas en el sitio anódico y, en
el sitio catódico, un electrolito que esté optimizado en cuanto a
la eficacia de la electrolisis per se (conductividad, evitación de
productos tóxicos o incluso producción de
subproductos/revestimientos útiles).
Como se indicó anteriormente, la temperatura en
la célula anódica (T_{an}) debería ser lo más alta posible, con un
valor óptimo de 80ºC para la preparación del hidróxido.
El propio proceso electrolítico también produce
calor, lo que puede plantear dos problemas: componentes del
electrolito se evaporarán, por lo que el volumen disminuye y la
fuerza iónica y la concentración de las biomoléculas aumentan por
encima del intervalo preferido; y el aumento de temperatura podría
causar precipitación, coagulación, desnaturalización, degradación o
destrucción de la(s) biomolécula(s)
presente(s). Por lo tanto, el compartimento anódico de la
célula electrolítica es preferiblemente provisto de una cubierta
enfriada para la condensación del electrolito vaporizado, y de una
armadura de radiador a temperatura regulada para estabilizar las
temperaturas y los volúmenes durante la electrolisis.
Ajustando la corriente, la carga y la
composición del electrolito, puede ser posible proporcionar un
entorno favorable para la carga negativa en la mayoría de las
biomoléculas. Si no, un sistema electrolítico de campo pulsado en
que la polaridad de los electrodos es conmutada en ciclos
controlados durante la preparación de la capa de
bio-hidróxido podría ser un modo de evitar el
problema de una carga neta positiva.
La fuente de alimentación es típicamente una así
llamada bomba de corriente, es decir, un dispositivo que suministra
una corriente constante aun cuando varíe la resistencia dentro del
circuito. Aunque se pueden utilizar voltajes de entre 0,1 y 1000
voltios, el voltaje es típicamente inferior a 10 voltios. La
densidad de corriente durante la electrolisis está típicamente en
el intervalo de 0,1 mA a 1 A por centímetro cuadrado (cm^{2}) de
muestra de implante. Una densidad de carga preferida es 1
mA/cm^{2}, aunque ajustes en el electrolito, el pH y la
temperatura para aumentar la compatibilidad de las biomoléculas
pueden acarrear desviaciones menores o mayores de este valor.
La duración del proceso depende de varios
parámetros, tales como el espesor deseado de la capa de
bio-hidróxido, la composición y las características
del electrolito, las características de la biomolécula, la
temperatura y el pH, la deseada relación de hidróxido/biomolécula,
el tamaño de la muestra de implante, el volumen del electrolito
anódico, la concentración de la biomolécula, etc. De esta manera, la
duración del proceso puede ser de entre 0,5 horas y varios días.
Sin embargo, un período de tiempo óptimo es generalmente de entre 8
y 24 horas.
Para controlar el proceso del
bio-hidróxido, se puede disponer típicamente un
electrodo de calomelanos en la cámara del ánodo. Cuando el proceso
de formación de la capa de hidróxido en el ánodo es óptimo, se
observa una diferencia de aproximadamente 1 voltio entre el
electrodo de calomelanos y el ánodo de titanio. Si la corriente
difiere mucho de este valor, el proceso estará transcurriendo bajo
condiciones subóptimas y se debería considerar un cambio en el
sistema. Además, se puede disponer típicamente una sonda de
temperatura y una sonda de pH en la cámara anódica para verificar
que el proceso está transcurriendo dentro de los límites de pH y
temperatura deseados. También se puede aplicar un dispositivo
agitador, tal como un agitador magnético, en la célula anódica para
mezclar continuamente el electrolito y para mantener homogénea la
temperatura y evitar variaciones en los valores locales de fuerza
iónica, pH y concentraciones de biomoléculas.
Después de la operación de electrolisis, el
implante metálico ahora revestido con biomolécula/hidróxido es
inmediatamente retirado del electrolito y es tratado de acuerdo con
el requisito de la(s) biomolécula(s) en cuestión.
Típicamente, la muestra de implante estéril es dejada secar al aire
y es luego envasada en una bolsa de plástico estéril y hermética en
la que es almacenada hasta su uso para implantación. Sin embargo,
algunas biomoléculas podrían ser sensibles al secado y, en
consecuencia, se podría desear un sistema de almacenamiento en
estado húmedo, tal como, por ejemplo, un enlatado o almacenamiento
en un fluido similar a la disolución salina o simplemente en el
electrolito del proceso de fabricación. Aunque se puede desarrollar
la electrolisis bajo condiciones asépticas o incluso estériles, se
puede evitar la necesidad de hacer esto al incluir una operación de
esterilización antes del uso, utilizando métodos convencionales
tales como radiación ionizante, calentamiento, tratamiento en
autoclave, óxido de etileno gaseoso, etc. La elección del método
dependerá de las características y propiedades específicas de
la(s) biomolécula(s) presente(s) en la capa de
hidróxido metálico.
Generalmente, la esterilización de los
dispositivos médicos se lleva a cabo por tratamiento en autoclave,
normalmente a 120ºC. El tratamiento de un dispositivo protésico
médico de acuerdo con el invento en un autoclave no afectará a la
composición ni la estructura de la capa de hidróxido.
Antes del tratamiento electrolítico, el implante
debería ser limpiado a fondo. Esto puede consistir típicamente en
que el implante sea pretratado mecánicamente mediante electropulido
o mediante proyecciones de arena para modificar la estructura de la
superficie, si se desea, y sea posteriormente limpiado a fondo
utilizando sosa cáustica caliente seguida de una operación de
desengrase en, por ejemplo tricloroetileno, etanol o metanol
concentrados, antes de ser tratado en una disolución decapante, tal
como, por ejemplo, ácido fluorhídrico, para eliminar los óxidos e
impurezas de la superficie. Después del decapado, la muestra de
implante es lavada a fondo en agua caliente doblemente destilada y
sometida a intercambio iónico.
\newpage
Para producir dispositivos estériles que lleven
incorporadas una o más sustancias biomoleculares (C), así como
aquellos que carecen de dichas sustancias, el proceso para producir
los dispositivos puede ser llevado a cabo bajo condiciones
estériles o, alternativamente, el implante modificado puede ser
esterilizado tras la compleción del proceso. Se puede llevar a cabo
una esterilización después del proceso por medio de cualquiera de
los métodos con fines de esterilización bien conocidos en el campo
de los implantes y dispositivos médicos. Dichos métodos implican
típicamente tratamiento en autoclave, calentamiento, exposición a
radiación UV o ionizante, o esterilización química con óxido de
etileno o productos químicos similares. El método preferido
dependerá, inter alia, de la presencia de sustancias
biomoleculares, así como de su tipo y cantidad, y también de las
normas regulativas para dispositivos médicos. Cuando se trata en
particular de dispositivos o implantes que llevan incorporadas una
o más sustancias biomoleculares (C), se prefiere llevar a cabo la
producción de los mismos bajo condiciones estériles con objeto de
interferir lo menos posible en las sustancias biomoleculares.
En una realización especial del invento, se
prepara un dispositivo o implante metálico con un revestimiento de
dos capas o de zona doble, para lo cual se somete primero el
dispositivo o implante a un primer tratamiento de electrolisis como
el anteriormente descrito para formar una primera capa o zona de
hidróxido sin ninguna sustancia biomolecular (C), lo que va seguido
de un segundo tratamiento de electrolisis en presencia de una o más
sustancias biomoleculares (C) como las anteriormente descritas para
depositar una segunda capa o zona de hidróxido encima de la primera
capa, segunda capa que tiene entonces una(s)
sustancia(s) biomolecular(es) (C) asociada(s)
con ella.
Otra realización del invento se refiere a un
dispositivo protésico médico, tal como un implante dental, que
comprende una primera zona de hidróxido destinada a que entre en
contacto con tejido blando, y una segunda zona de hidróxido
destinada a que entre en contacto con tejido duro, en que dicha
primera zona comprende una o más biomoléc-
ulas que afectan a tejido blando y dicha segunda zona comprende una o más biomoléculas que afectan a tejido duro.
ulas que afectan a tejido blando y dicha segunda zona comprende una o más biomoléculas que afectan a tejido duro.
Por ejemplo, la primera zona puede comprender
biomoléculas que estimulen la cicatrización de heridas, tales como
VEGFs, PDGF, HGF, KGF y FGF, y la segunda zona puede comprender
biomoléculas que estimulen el depósito de minerales, tales como
ameloblastina, poliprolinas y colágenos, o biomoléculas que
estimulen la fijación de hueso, tales como matriz extracelular,
moléculas CD, integrinas y péptidos-RGD. Sin
embargo, también se pueden emplear otras combinaciones de
biomoléculas.
Ha de advertirse que se pueden emplear más de
dos zonas, tal como tres o cuatro zonas.
Otra realización del invento se refiere a un
dispositivo protésico médico, tal como un implante dental, que
comprende una primera capa de hidróxido que tiene una o más
biomoléculas asociadas con ella, y una segunda capa de hidróxido
situada encima de la primera capa, segunda capa que tiene una o más
biomoléculas asociadas con ella que son diferentes de la(s)
biomolécula(s) asociada(s) con la primera capa.
La(s) biomolécula(s) asociada(s) con la
segunda capa serán liberadas in vivo antes que la(s)
biomolécula(s) asociada(s) con la primera capa.
La(s) biomolécula(s) de las capas primera y segunda,
respectivamente, pueden ser seleccionadas para que la liberación
resulte optimizada con respecto a los procesos biológicos que siguen
a la implantación. Ha de advertirse que se pueden emplear más de
dos capas, tal como tres o cuatro capas.
El invento es adicionalmente ilustrado mediante
los siguientes ejemplos no restrictivos, de los cuales, los Ejemplos
1, 2, 3, 5, 7 y 10 describen experimentos dirigidos y los Ejemplos
4, 6, 8, 9 y 11 ilustran ejemplos operativos contemplados.
Después de una limpieza cuidadosa, se
polarizaron anódicamente muestras de implantes de titanio
electropulido de Calidad 2 con forma de moneda y un área
superficial de 0,35 cm^{2} en un baño que consistía en NaCl 0,5 M
y NaOH 1 M. Esto se realizó a temperatura elevada para obtener una
velocidad adecuada para la reacción entre el titanio y el hidróxido
que forman el hidróxido de titanio.
Como temperatura de reacción, se seleccionó una
temperatura de 80ºC.
Se fijaron ocho implantes con forma de moneda y
un diámetro de 6,25 mm a un electrodo de titanio y se sumergieron
en un electrolito estéril que comprendía 0,5 M de NaCl con el pH
ajustado a 8,0 mediante el uso de una disolución 1,0 M de NaOH. Se
fijó el electrodo a la salida positiva de una fuente de alimentación
y se aplicó una corriente eléctrica de 10 voltios a 100 mA de
acuerdo con el sistema del Ejemplo 1. Se dejó que el proceso
electrolítico que producía una capa delgada de hidróxido de titanio
sobre las superficies del implante continuara durante ocho horas a
70ºC. También se incluyeron como testigos ocho implantes más que
estaban simultáneamente presentes en el electrolito pero no estaban
fijados al electrodo.
Después de la electrolisis, los implantes fueron
limpiados en agua estéril y fueron posteriormente dispuestos en
recipientes de vidrio estériles, donde se dejaron secar al aire.
Los implantes con superficies de hidróxido de
titanio (n = 8) y los testigos (n = 8) fueron dispuestos en
defectos óseos corticales calibrados de tibias de conejos (New
Zealand blancos). Se realizó una pequeña fenestración central en la
médula ósea, debajo de cada implante, para permitir la migración de
células osteogénicas a las superficies del implante. Los métodos
utilizados fueron todos de acuerdo con un modelo normalizado y
validado, establecido para el estudio de la fijación de hueso a
superficies de implantes de titanio [H. J. Ronold y J. E.
Ellingsen: "The use of a coin shaped implant for direct in
situ measurement of attachment strength for osseointegrating
biomaterial surfaces", Biomaterials 23, 2201-2209
(2002)]. Cada conejo recibió cuatro implantes, dos en cada tibia.
Las situaciones de los implantes de ensayo y testigo fueron
aleatorias y el operador trabajó en modo ciego.
Seis semanas después de la implantación, se
sacrificaron los conejos y se extirparon las tibias con los
implantes fijados.
Directamente después de la escisión, se fijó la
tibia en una plantilla especialmente diseñada y se separaron los
implantes utilizando un procedimiento de extracción calibrado que
mide la fuerza de la unión entre el implante y el hueso. La fuerza
necesaria para separar los implantes fue registrada en newtons
(N).
Los resultados (Tabla I) demuestran que los
implantes de titanio que habían tenido sus superficies modificadas
por incorporación electrolítica de iones hidróxido estaban
significativamente (p < 0,01) fijados más fuertemente al hueso
cortical que los implantes testigo después de seis semanas de
cicatrización. Este resultado es clínicamente importante ya que una
fijación ósea precoz es un signo de tiempo de cicatrización ósea
reducido. Esto es importante para unos resultados clínicos
satisfactorios de las estrategias de "carga precoz" en
tratamientos con implantes ortopédicos y dentales.
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Se usó el sistema del Ejemplo 1 para producir
una capa de hidróxido de titanio que comprendía amelogenina, una
molécula de la matriz extracelular, sobre implantes de titanio
electropulido con un área superficial de 0,35 cm^{2} expuesta al
electrolito. El electrolito de ambas cámaras era NaCl 1 M en agua
estéril, con el pH ajustado a 8,5 mediante el uso de NaOH, y la
concentración inicial de amelogenina era 0,1 mg/ml. Para la
electrolisis, se utilizó un voltaje de 10 voltios con una densidad
de carga de 1 mA/cm^{2}. La T_{an} fue ajustada a 70ºC. Se dejó
que la electrolisis progresara durante 18 horas, después de lo cual
los implantes de titanio fueron retirados de la célula de
electrolisis, lavados en agua estéril y dejados secar al aire en un
desecador.
Después del secado, las muestras de titanio
fueron lavadas tres veces en 1 ml de disolución salina con un pH de
6,5. Después de los lavados, se disolvieron las proteínas que
quedaban sobre las superficies de titanio hirviendo las muestras de
titanio en 0,1 ml de tampón de muestras de SDS 2X [0,4 g de
dodecilsulfato sódico (SDS; del inglés, sodium
dodecylsulfate) y 1,0 g de
2-mercaptoetanol en 10 ml de Tris/HCl 0,125 M, pH de
6,8] durante 5 minutos. La cantidad de amelogenina disuelta en la
disolución de SDS procedente de las superficies de titanio
enjuagadas fue luego analizada por fotometría estándar midiendo la
absorbancia lumínica a 280 y 310 nm frente a un blanco de tampón de
muestras de SDS 2X y comparando los resultados con una serie de
diluciones estándares de amelogenina en tampón de muestras de SDS
2X. Se repitió dos veces el experimento en series de 16 implantes,
ambas veces con 5 testigos internos negativos en forma de implantes
de titanio idénticos que estaban presentes en la cámara de reacción
durante el proceso completo pero no estaban fijados al ánodo.
Este experimento demuestra claramente que se
había incorporado una cantidad significativa de amelogenina a la
capa de hidróxido durante el proceso electrolítico. Las proteínas
amelogenínicas no estaban sólo presentes como un simple
revestimiento, ya que no había evidencia alguna de proteínas en las
disoluciones de lavado. Sólo con la combinación de un detergente
fuerte (SDS), un agente reductor (mercaptoetanol) y una temperatura
elevada (100ºC) se pudieron extraer las amelogeninas de la capa
superficial del hidróxido de titanio. Se calculó que la cantidad de
proteína extraída variaba entre 32 y 94 \mug/cm^{2}, con un
valor medio de 67 \mug de amelogenina por cm^{2}, por
comparación con el patrón de amelogenina. Los implantes testigo
idénticos que habían estado presentes en la misma célula
electrolítica que los implantes experimentales pero que no habían
sido conectados al ánodo no mostraban proteínas amelogenínicas
fijadas a la superficie de titanio.
Se puede utilizar el sistema del Ejemplo 3 para
preparar una capa de hidróxido de titanio que comprenda un péptido
sintético de factor 4 de crecimiento de fibroblastos
(FGF-4) de longitud completa (37 aminoácidos),
sobre implantes de titanio electropulido con forma de moneda y un
área superficial total de 0,6 cm^{2} expuesta al electrolito. Los
electrolitos, el pH, el voltaje, la densidad de corriente y el
tiempo de electrolisis pueden adecuadamente ser como en el Ejemplo
3. La concentración inicial de FGF-4 puede
adecuadamente ser 0,1 mg/ml, y la temperatura de la cámara anódica
puede adecuadamente ser 50ºC.
Después de lavado en disolución salina y tampón
para electroforesis en gel de poliacrilamida (PAGE; del inglés,
polyacrylamide gel
electrophoresis)-SDS 2X, precipitación,
centrifugación, nueva disolución en tampón para
SDS-PAGE, ebullición y electroforesis, se puede
transferir el gel con la proteína a una disolución tintórea de
plata y se pueden visualizar los péptidos de FGF-4
sintéticos de longitud completa presentes en forma de bandas claras
en el gel. Como testigos, se pueden utilizar implantes testigo
idénticos, presentes en la misma célula electrolítica que los
implantes experimentales pero no conectados al ánodo.
Se utilizó el sistema del Ejemplo 3 para
producir una capa de hidróxido de titanio que comprendía ácidos
nucleicos, en forma de DNA total radiomarcado de placenta humana,
sobre implantes de titanio electropulido con un área superficial
total de 0,35 cm^{2} expuesta al electrolito. El electrolito de
ambas cámaras era NaCl 1 M en agua estéril. Se ajustó el pH a 8
mediante el uso de NaOH. La concentración inicial de DNA en el
electrolito era 10 \mug/ml. Para la electrolisis, se usaron un
voltaje de 10 voltios con una densidad de carga de 1 mA/cm^{2}, y
una T_{an} de 65ºC. Se dejó que la electrolisis progresara durante
16 ó 24 horas, después de las cuales las muestras de titanio fueron
retiradas de la célula de electrolisis, enjuagadas tres veces en
abundantes cantidades de tampón de Tris-EDTA (tampón
de TE: Tris-HCl 10 mM y EDTA 1 mM en agua estéril,
pH de 7,6) y dejadas luego secar al aire en un desecador durante
la
noche.
noche.
El DNA fue radiomarcado usando el sistema
Prime-It® de Stratagene para Marcación con Cebadores
Aleatorios, para la producción de sondas de alta actividad
específica, y [\alpha-^{32}P]dATP
(Amersham). Después de la marcación del DNA, se midió la
radiactividad específica de la sonda de DNA en un contador de
centelleo Packard Tricarb®, resultando ser 3,0 x 10^{8}
desintegraciones por minuto por microgramo de DNA marcado
(dpm/\mug).
Después del secado, las muestras de titanio con
ácidos nucleicos tentativos fijados fueron puestas sobre una
pantalla de fósforo (Fujii®) durante 15 minutos. Luego se retiraron
las muestras y se barrió la pantalla de fósforo en una maquina
BioRad® formadora de imágenes de fósforo que mide el número de
desintegraciones ocurridas en la superficie de cada implante
utilizando una rejilla de 100 \mum (12.265 puntos por implante).
Se repitió dos veces el experimento en series de 16 implantes,
ambas veces con 5 testigos internos negativos en forma de implantes
de titanio idénticos que estaban presentes en la cámara de reacción
durante el proceso completo pero no estaban fijados al ánodo. Para
la primera serie, el tiempo de reacción fue 24 horas; para la
segunda, fue 16 horas. Luego se calculó el número total de dpm por
implante y se convirtió en \mug de DNA por centímetro cuadrado
(\mug de DNA/cm^{2}).
Este experimento demuestra claramente que se
había incorporado una cantidad significativa de DNA a la capa de
hidróxido durante el proceso electrolítico. El DNA no estaba sólo
presente como un simple revestimiento, ya que el DNA no se disolvió
ni eliminó por lavado de los implantes de ensayo durante el enjuague
con TE. La cantidad de DNA presente en los implantes variaba entre
0,15 y 0,55 \mug/cm^{2}, con un valor medio de 0,38 \mug de
DNA por cm^{2}, cuando el tiempo de reacción era 24 horas. Cuando
el tiempo de reacción se redujo a 16 horas, los respectivos valores
variaban entre 0,10 y 0,32 \mug/cm^{2}, con una media de 0,28
\mug de DNA por cm^{2}. Esta cifra está bien dentro del
intervalo aplicable para terapia génica y vacunas de DNA y para
otras aplicaciones de medicina molecular. Los implantes testigo
idénticos que habían estado presentes en la misma célula
electrolítica que los implantes experimentales pero que no habían
sido conectados al ánodo sólo mostraban cantidades pequeñísimas
(picogramos) de DNA fijado a la
superficie.
superficie.
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Se puede utilizar el sistema del Ejemplo 3 para
preparar una capa de hidróxido de titanio que comprenda un péptido
sintético de poliprolina que tenga potencial para actuar como un
agente nucleante biológico de la formación mineral en disoluciones
saturadas de fosfato cálcico. La biomolécula se puede incorporar a
la capa de hidróxido dispuesta sobre la superficie de implantes de
titanio electropulido con forma de moneda y un área total expuesta
al electrolito de 0,35 cm^{2}. El electrolito de ambas cámaras
puede adecuadamente ser NaCl 1 M en agua estéril, con el pH
ajustado a 10 por medio de NaOH, y la concentración inicial de la
poliprolina sintética puede adecuadamente ser 0,1 mg/ml. Para la
electrolisis, se pueden usar un voltaje de 10 voltios con una
densidad de corriente de 1 mA/cm^{2}, y una temperatura de la
cámara anódica de 40ºC. Se puede dejar adecuadamente que la
electrolisis progrese durante 18 horas, después de las cuales los
implantes de titanio son sacados de la célula de electrolisis,
enjuagados en agua estéril y dejados secar al aire en un
desecador.
Después del secado, los implantes de titanio y
testigos con el tentativo péptido nucleante de minerales fijado son
introducidos en 5 ml de una disolución saturada de fosfato cálcico.
Después de una incubación durante 4 horas a temperatura ambiental,
los implantes son retirados de la disolución mineral, enjuagados en
agua estéril y dejados secar al aire en un desecador. Una vez
secos, los implantes pueden ser directamente sometidos a
microscopía electrónica de barrido para la evaluación del número de
focos minerales presentes sobre las superficies modificadas. Como
testigos, se pueden utilizar implantes testigo idénticos, presentes
en la misma célula electrolítica que los implantes experimentales
pero no conectados al ánodo.
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Se fijaron ocho implantes con forma de moneda y
un diámetro de 6,25 mm a un electrodo de titanio y se sumergieron
en un electrolito estéril que comprendía NaCl 0,5 M, con el pH
ajustado a 8,0 mediante el uso de una disolución 1,0 M de NaOH, y
un péptido sintético de poliprolina (pI = 5,85), del que se cree que
estimula la nucleación de cristales minerales, en una concentración
final de 0,01 mg/ml. Se fijó el electrodo a la salida positiva de
una fuente de alimentación y se aplicó durante ocho horas una
corriente eléctrica de 10 voltios a 100 mA y una temperatura de
célula de 40ºC de acuerdo con el sistema del Ejemplo 1. El proceso
electrolítico produjo una capa delgada de hidróxido de titanio con
el péptido sintético incorporado a las superficies del implante.
También se incluyeron como testigos ocho implantes más que estaban
simultáneamente presentes en el electrolito pero no estaban fijados
al electrodo.
Después de la electrolisis, los implantes fueron
enjuagados en agua estéril y fueron posteriormente dispuestos en
recipientes de vidrio estériles, donde se dejaron secar al aire.
Después del secado, los implantes de titanio
estériles modificados con péptido/hidróxido y los testigos fueron
sumergidos en 50 ml de una disolución saturada de fosfato cálcico a
50ºC. Luego se dejó que la disolución se enfriara a la temperatura
ambiental durante un periodo de 48 h. Los implantes fueron retirados
de la disolución mineral, enjuagados brevemente en agua estéril y
dejados secar al aire en un desecador. Una vez secos, los implantes
se analizaron directamente por microscopía electrónica de barrido
(SEM; del inglés, scanning electron
microscopy) para la evaluación cualitativa y cuantitativa del
número y la naturaleza de los focos de precipitación mineral
presentes en sus superficies. El número de unidades formadoras de
mineral (mfu; del inglés, mineral forming
unit) sobre la superficie corresponde directamente al número
de sitios de nucleación mineral presentes sobre la superficie
durante los experimentos.
Los resultados (Tabla II) demuestran que los
implantes de titanio que han tenido sus superficies modificadas por
incorporación electrolítica de moléculas de péptidos sintéticos de
poliprolina e iones hidróxido tienen un número significativamente
(p < 0,01) aumentado de focos de depósito mineral. El mineral
depositado tenía un contenido elevado de calcio y fósforo, lo que
indica que todos los depósitos eran de fosfato cálcico. Esto es una
acusada indicación de que la incorporación electrolítica de iones
hidróxido combinados con una biomolécula puede influir intensamente
in vivo en el depósito de mineral óseo sobre las superficies
de titanio implantadas. Es probable que las superficies de
implantes metálicos que tienen la capacidad para inducir y activar
la nucleación y el depósito de mineral óseo (fosfatos cálcicos)
sobre sus superficies se comporten clínicamente mejor que otros
implantes. Se cree que una velocidad aumentada de depósito de
mineral óseo sobre la superficie del implante acelera la
osteointegración del implante y estimula la cicatrización del tejido
óseo circundante. Se considera que una osteointegración apropiada
es el sello de unos resultados clínicos exitosos en los tratamientos
con implantes ortopédicos y dentales.
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\vskip1.000000\baselineskip
Se puede utilizar el sistema del Ejemplo 3 para
preparar una capa doble de hidróxido de titanio que comprende una
biomolécula sobre la superficie de implantes de titanio
electropulido con forma de moneda y una superficie total expuesta
al electrolito de 0,35 cm^{2}. Se puede preparar la capa interna
usando amelogenina como biomolécula de acuerdo con el método del
Ejemplo 3. Inmediatamente después de este procedimiento, y sin un
secado al aire en medio, se pueden cambiar el electrolito y las
condiciones por las del Ejemplo 5 usando DNA humano genómico como
biomolécula. De este modo, se pueden preparar implantes de titanio
con una capa externa de hidróxido de titanio-DNA
que cubre una capa interna de hidróxido de
titanio-amelogenina. Después de la electrolisis,
los implantes son retirados de la célula electrolítica, enjuagados
en agua estéril y dejados secar al aire en un desecador.
Después del secado, las muestras de titanio con
tentativos ácidos nucleicos y proteínas fijados son adecuadamente
enjuagadas tres veces en tampón de Tris-EDTA (tampón
de TE: Tris-HCl 10 mM y EDTA 1 mM en agua estéril).
El pH es aumentado en cada enjuague, comenzando con un pH de 7,4,
siguiendo con un pH de 7,6 y finalizando con un pH de 8,0. Después
del enjuague en TE, el DNA y la proteína que quedan sobre los
implantes de titanio son finalmente eliminados utilizando una
disolución 0,1 N de NaOH . Las fracciones del enjuague son luego
divididas en 2: una parte para el análisis del ácido nucleico y
otra para el análisis de proteínas. Las fracciones de DNA son
adecuadamente precipitadas con un volumen igual de alcohol absoluto
a -20ºC durante 1 hora y son luego separadas del sobrenadante por
centrifugación a 13.000 g y 4ºC. Luego se disuelve el sedimento de
centrifugación en 50 \mul de tampón de TE, pH de 7,4, y se evalúa
la cantidad de DNA de las cuatro disoluciones de enjuague mediante
un análisis fluorométrico usando colorante Hoechst (Boehringer
Mannheim).
Las fracciones para el análisis de proteínas son
adecuadamente precipitadas con un volumen igual de disolución 0,6 N
de ácido perclórico, y los sobrenadantes son separados por
centrifugación. Los sedimentos de precipitación que comprenden sal
y proteínas son luego disueltos en 50 \mul de tampón 2X de
muestras para SDS-PAGE (0,4 g de SDS, 1,0 g de
2-mercaptoetanol, 0,02 g de azul de bromofenol y 4,4
g de glicerol en 10 ml de Tris/HCl 0,125 M, pH de 6,8) y son
hervidos durante cinco minutos. Todas las muestras son luego
sometidas a electroforesis en un gel de
poliacrilamida-SDS al 10%, a 80 mA, durante 4 horas.
Después de la electroforesis, se transfiere el gel con las
proteínas a una disolución tintórea de plata y se visualiza la
amelogenina presente en las fracciones en forma de bandas claras en
el gel.
Como testigos, se pueden utilizar implantes
testigo idénticos, presentes en la misma célula electrolítica que
los implantes experimentales pero no conectados al ánodo.
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Se puede utilizar el sistema del Ejemplo 3 para
preparar dos zonas separadas de capas de hidróxido de titanio. Se
trataron implantes de titanio electropulido con forma de varilla y
un área superficial total de 2 cm^{2} de acuerdo con los Ejemplos
3 y 4. En primer lugar, los implantes son introducidos en el
electrolito del Ejemplo 3 de modo que sólo la mitad de cada
implante esté sumergida en el electrolito. Una vez que se ha
completado el procedimiento del Ejemplo 1, los implantes son
puestos boca abajo y son introducidos en un nuevo electrolito
similar al utilizado en el Ejemplo 4 de modo que la mitad no tratada
de cada implante esté ahora sumergida en el electrolito. Luego se
llevan a cabo el procedimiento y las condiciones de reacción del
Ejemplo 4, después de lo cual la muestra de titanio es sacada de la
célula electrolítica, enjuagada en agua estéril y dejada secar en un
desecador.
Después de la electrolisis, los implantes de
doble zona son cortados en dos por el centro. Las mitades
estratificadas con hidróxido de titanio-péptido
FGF-4 sintético pueden ser sometidas a un análisis
de acuerdo con el Ejemplo 4. Las otras mitades de los implantes,
estratificadas con hidróxido de titanio-amelogenina,
pueden ser analizadas de acuerdo con el Ejemplo 3. Como testigos,
se pueden utilizar implantes testigo idénticos, presentes en las
mismas células electrolíticas que los implantes experimentales pero
no conectados al ánodo.
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Se fijaron ocho implantes con forma de moneda y
un diámetro de 6,25 mm a un electrodo de titanio y se sumergieron
en un electrolito estéril que comprendía NaCl 0,5 M, con el pH
ajustado a 8,0 mediante el uso de una disolución 1,0 M de NaOH, y
amelogenina (una proteína de la que se cree que estimula la
cicatrización de heridas y la formación de hueso) en una
concentración final de 1 mg/ml. Se fijó el electrodo a la salida
positiva de una fuente de alimentación y se aplicó una corriente
eléctrica de 10 voltios a 100 mA, durante 16 horas a 60ºC, de
acuerdo con el sistema del Ejemplo 1. El proceso electrolítico
produjo una capa delgada de hidróxido de titanio con amelogenina
incorporada sobre las superficies del implante. Después de la
electrolisis, los implantes fueron enjuagados en agua estéril y
fueron posteriormente dispuestos en recipientes de vidrio estériles,
donde fueron dejados secar al aire.
Los ocho implantes hidroxidados del Ejemplo 2
fueron incluidos como grupo testigo.
Los implantes de titanio con superficies
modificadas con amelogenina/hidróxido (n = 8) y los testigos (n =
8) fueron dispuestos en defectos óseos corticales calibrados de
tibias de conejos (New Zealand blancos). Se realizó una pequeña
fenestración central en la médula ósea, debajo de cada implante,
para permitir la migración de células osteogénicas a las
superficies del implante. Todos los métodos usados fueron de acuerdo
con un modelo normalizado y validado, establecido para el estudio
de la fijación de hueso a superficies de implantes de titanio [H.
J. Ronold y J. E. Ellingsen: "The use of a coin shaped implant for
direct in situ measurement of attachment strength for
osseointegrating biomaterial surfaces", Biomaterials 23,
2201-2209 (2002)]. Cada conejo recibió cuatro
implantes, dos en cada tibia. Las situaciones de los implantes de
ensayo y testigo fueron aleatorias y el operador trabajó en modo
ciego.
Seis semanas después de la implantación, se
sacrificaron los conejos y se extirparon las tibias con los
implantes fijados.
Directamente después de la escisión, se fijaron
las tibias en una plantilla especialmente diseñada y se separaron
los implantes utilizando un procedimiento de extracción calibrado
que mide la fuerza de la unión entre el implante y el hueso. La
fuerza necesaria para separar los implantes fue registrada en
newtons (N).
Los resultados (Tabla III) demuestran que los
implantes de titanio que habían tenido sus superficies modificadas
por incorporación electrolítica de moléculas de amelogenina e iones
hidróxido estaban significativamente (p < 0,001) fijados más
fuertemente al hueso cortical que los implantes testigo (sólo
hidroxidados) después de seis semanas de cicatrización. Este
resultado es clínicamente importante ya que una fijación ósea precoz
es un signo de tiempo de cicatrización ósea reducido. Esto es
importante para unos resultados clínicos satisfactorios de las
estrategias de "carga precoz" en tratamientos con implantes
ortopédicos y dentales.
\vskip1.000000\baselineskip
Después de una limpieza cuidadosa, se polarizan
anódicamente muestras de implantes de titanio electropulido de
Calidad 2 con forma de moneda y un área superficial de 0,35 cm^{2}
en un baño que consiste en NaCl 0,5 M y NaOH 5 M. Esto se realiza a
temperatura elevada para obtener una condición de reacción para
formación de hidróxido de titanio que modifique morfológicamente la
topografía de la superficie. Se selecciona una temperatura de 80ºC
como temperatura de reacción y se lleva la electrolisis a cabo
durante 16 horas a 20 V. Luego se analiza la microrrugosidad por
microscopía de fuerzas atómicas y microscopía confocal por barrido
de láser. La porosidad se evalúa mediante microscopía electrónica
de barrido. El espesor de la capa de hidróxido de titanio puede ser
determinado por microscopía de cortes metalográficos transversales.
Después de la hidroxidación, las muestras de implante son
transferidas a otra célula electrolítica que comprende amelogenina,
en un sistema idéntico al utilizado en el Ejemplo 3. Después de una
electrolisis adicional durante 16 horas en esta célula, la cantidad
de proteína en la superficie de titanio modificada es evaluada de
acuerdo con el Ejemplo 3.
Este experimento ejemplifica la posibilidad del
método para producir una superficie de hidróxido de titanio
microestructurada y mesoporosa con inclusiones orgánicas en un
procedimiento de dos operaciones.
Claims (11)
1. Un dispositivo protésico médico que comprende
un material metálico (A) seleccionado del grupo que consiste en
titanio o una aleación del mismo, zirconio o una aleación del mismo,
tantalio o una aleación del mismo, hafnio o una aleación del mismo,
niobio o una aleación del mismo y una aleación de
cromo-vanadio, caracterizado porque partes
superficiales del material metálico (A) están revestidas con una
capa del correspondiente material de hidróxido (B) seleccionado
entre hidróxido de titanio, hidróxido de zirconio, hidróxido de
tantalio, hidróxido de hafnio, hidróxido de niobio e hidróxido de
cromo y/o vanadio, respectivamente.
2. Un dispositivo de acuerdo con la
Reivindicación 1, en el que el material metálico (A) es titanio o
una aleación del mismo, preferiblemente titanio.
3. Un dispositivo de acuerdo con la
Reivindicación 1 ó 2, en el que el material de hidróxido metálico
(B) se asocia con superficies que están en contacto con hueso u otro
tejido cuando el dispositivo se emplea en el cuerpo de un
mamífero.
4. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las Reivindicaciones precedentes, que restablece la anatomía o
restaura una función del cuerpo, tal como la articulación femoral de
la cadera; la cabeza femoral; la cavidad acetabular; el codo,
incluyendo vástagos, cuñas e inserciones articulares; la rodilla,
incluyendo los componentes femorales y tibiales, el vástago, cuñas,
inserciones articulares y componentes rotulares; los hombros,
incluyendo, el vástago y la cabeza; la muñeca; los tobillos; la
mano; los dedos de la mano; los dedos de los pies; las vértebras;
los discos espinales; articulaciones artificiales; implantes
dentales; implantes osiculoplásicos; implantes del oído medio,
incluyendo el yunque, el martillo, el estribo, el
yunque-estribo, el martillo-yunque y
el martillo-yunque-estribo;
implantes cocleares; dispositivos ortopédicos para fijación, tales
como clavos, tornillos, grapas y placas; válvulas cardiacas;
marcapasos; catéteres; vasos; implantes para relleno de espacios;
implantes para retención de audífonos; implantes para fijación
externa; dispositivos intrauterinos (DIUs); y dispositivos
bioelectrónicos tales como dispositivos electrónicos intracocleares
o intracraneales.
5. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las Reivindicaciones precedentes, dispositivo que es estéril.
6. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las Reivindicaciones precedentes, en el que la capa de material de
hidróxido (B) comprende una o más sustancias biomoleculares (C)
asociadas con ella.
7. Un dispositivo de acuerdo con la
Reivindicación 6, en el que la sustancia biomolecular (C) es
seleccionada del grupo de sustancias que consiste en bioadhesivos
naturales o recombinantes; factores de fijación celular naturales o
recombinantes; biopolímeros naturales, recombinantes o sintéticos;
proteínas sanguíneas naturales o recombinantes; enzimas naturales o
recombinantes; proteínas de matriz extracelular naturales o
recombinantes; biomoléculas de matriz extracelular naturales o
sintéticas; factores de crecimiento y hormonas naturales o
recombinantes; hormonas peptídicas naturales, recombinantes o
sintéticas; ácidos desoxirribonucleicos naturales, recombinantes o
sintéticos; ácidos ribonucleicos naturales, recombinantes o
sintéticos; receptores naturales o recombinantes; inhibidores de
enzimas; fármacos; aniones y cationes biológicamente activos;
vitaminas; adenosina monofosfato (AMP), adenosina difosfato (ADP) o
adenosina trifosfato (ATP); biomoléculas marcadoras; aminoácidos;
ácidos grasos; nucleótidos (bases de RNA y DNA); y azúcares.
8. Un dispositivo de acuerdo con la
Reivindicación 6 o la Reivindicación 7, en el que la sustancia
biomolecular (C) está presente sobre la superficie del material de
hidróxido (B), presente como un compuesto de inclusión y/o retenida
en el material de hidróxido.
9. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las Reivindicaciones 6-8, en el que la sustancia
biomolecular o las sustancias biomoleculares (C) está/están
asociada/asociadas con el material de hidróxido (B) en una cantidad
que varía de 1 picogramo por mm^{2} a 1 mg por mm^{2},
preferiblemente de 0,1 nanogramos a 100 microgramos por
mm^{2}.
10. Un método para preparar un dispositivo
protésico médico como el definido en la Reivindicación 1, método que
comprende someter partes superficiales del material metálico (A) a
un tratamiento de electrolisis en un pH superior a 7,0 para formar
la capa de material de hidróxido (B), lo que va opcionalmente
seguido de un tratamiento de esterilización.
11. Un método de acuerdo con la Reivindicación
10, en el que dicho tratamiento de electrolisis es llevado a cabo en
un pH superior a 7,0 en presencia de una o más sustancias
biomoleculares (C).
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DE10232139A1 (de) * | 2002-07-04 | 2004-01-22 | Technische Universität Dresden | Mit Nukleinsäuren und Nukleinsäurederivaten beschichteter metallischer Gegenstand, Verfahren zu dessen Herstellung und dessen Verwendung |
US8298292B2 (en) | 2003-04-16 | 2012-10-30 | Howmedica Osteonics Corp. | Craniofacial implant |
KR101027252B1 (ko) | 2003-04-16 | 2011-04-06 | 하우메디카 오스테오닉스 코포레이션 | 두개안면 임플란트 |
JP5026004B2 (ja) * | 2005-06-28 | 2012-09-12 | 江崎グリコ株式会社 | リン酸化糖を含有するチタンインプラント材 |
ES2368573T3 (es) * | 2006-02-28 | 2011-11-18 | Straumann Holding Ag | Pilar con superficie hidroxilada. |
ATE516769T1 (de) * | 2006-02-28 | 2011-08-15 | Straumann Holding Ag | Einteiliges implantat mit hydroxylierter kontaktoberfläche für weiches gewebe |
JP5011597B2 (ja) * | 2006-07-28 | 2012-08-29 | メド−エル エレクトロ−メディツィニシェ ゲレーテ ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクテル ハフツング | 層状電極アレイ及びケーブル |
JP5179815B2 (ja) * | 2007-09-11 | 2013-04-10 | 昭男 田中 | 骨形成剤および骨形成方法 |
JP5207480B2 (ja) * | 2008-05-30 | 2013-06-12 | 株式会社ナントー精密 | インプラント体及びその製造方法並びに歯科用インプラント |
EP2851098B1 (en) * | 2008-12-31 | 2017-08-09 | KCI Licensing, Inc. | Systems for inducing fluid flow to stimulate tissue growth |
GB0902705D0 (en) | 2009-02-19 | 2009-04-01 | Neoss Ltd | Surface treatment process for implant |
US20120141599A1 (en) * | 2009-04-01 | 2012-06-07 | Difusion Technologies, Inc. | Regulation Of Bone Growth Using Zeolite In Combination With Bone Graft Substitutes |
DE102009024616A1 (de) * | 2009-06-08 | 2010-12-23 | Telos Gmbh | Sterilisierbare Implantatbeschichtung und Verfahren zu deren Herstellung |
EP2442747A4 (en) | 2009-06-17 | 2016-11-09 | Univ Columbia | DENTAL BRACES |
US9492584B2 (en) | 2009-11-25 | 2016-11-15 | Difusion Technologies, Inc. | Post-charging of zeolite doped plastics with antimicrobial metal ions |
CN102834122B (zh) | 2009-12-11 | 2015-03-11 | 扩散技术公司 | 制备聚醚醚酮抗微生物植入物的方法 |
TWI425961B (zh) * | 2009-12-29 | 2014-02-11 | Metal Ind Res & Dev Ct | Medical equipment and its surface treatment method |
KR101095962B1 (ko) * | 2010-01-04 | 2011-12-19 | 전북대학교산학협력단 | 임플란트 소재표면에서 효과적인 유전자 전달을 위한 표면처리방법 |
CN102205144B (zh) * | 2010-03-31 | 2014-07-16 | 方崇凯 | 医用金属植入材料多孔钽及其制备方法 |
US8579964B2 (en) | 2010-05-05 | 2013-11-12 | Neovasc Inc. | Transcatheter mitral valve prosthesis |
CA2795836C (en) | 2010-05-07 | 2015-11-17 | Difusion Technologies, Inc. | Medical implant comprising a thermoplastic resin having aluminosilicate particles incorporated therein |
CN102258805B (zh) * | 2010-05-28 | 2016-08-10 | 温州智创科技有限公司 | 医用金属植入材料多孔铌及其制备方法 |
CA2830079C (en) | 2011-04-05 | 2019-02-26 | Northwood Medical Innovation Limited | Ear scaffold |
US9554897B2 (en) | 2011-04-28 | 2017-01-31 | Neovasc Tiara Inc. | Methods and apparatus for engaging a valve prosthesis with tissue |
US9308087B2 (en) | 2011-04-28 | 2016-04-12 | Neovasc Tiara Inc. | Sequentially deployed transcatheter mitral valve prosthesis |
CN102579145B (zh) * | 2012-02-23 | 2014-05-14 | 中国人民解放军第四军医大学 | 一种牙科种植体及其制备方法 |
US9345573B2 (en) | 2012-05-30 | 2016-05-24 | Neovasc Tiara Inc. | Methods and apparatus for loading a prosthesis onto a delivery system |
SE537637C2 (sv) | 2012-09-18 | 2015-09-01 | Corticalis As | Titandioxidscaffold, metod för att producera denna scaffoldsamt medicinskt implantat innefattande denna |
US9572665B2 (en) | 2013-04-04 | 2017-02-21 | Neovasc Tiara Inc. | Methods and apparatus for delivering a prosthetic valve to a beating heart |
RU2700877C2 (ru) * | 2013-05-16 | 2019-09-23 | Эдженси Фо Сайенс, Текнолоджи Энд Ресёрч | Гепарансульфаты |
WO2015017264A1 (en) | 2013-07-31 | 2015-02-05 | Footmind, Inc. | Surgical systems and methods for assembling and fusing bones |
CN105327398A (zh) * | 2014-08-07 | 2016-02-17 | 北京纳通科技集团有限公司 | 抗菌涂层组合物、包含抗菌涂层的医用植入材料及其制备方法 |
EP3034033A1 (en) | 2014-12-16 | 2016-06-22 | Nobel Biocare Services AG | Dental implant |
JP6185679B1 (ja) * | 2015-10-27 | 2017-08-23 | 山本 修 | クロム修飾型インプラント及びその製造方法 |
CN108882981B (zh) | 2016-01-29 | 2021-08-10 | 内奥瓦斯克迪亚拉公司 | 用于防止流出阻塞的假体瓣膜 |
CN106109059A (zh) * | 2016-08-05 | 2016-11-16 | 北京爱康宜诚医疗器材有限公司 | 假体结构 |
ES2939164T3 (es) | 2016-08-22 | 2023-04-19 | Link Waldemar Gmbh Co | Recubrimiento para un implante |
WO2018090148A1 (en) | 2016-11-21 | 2018-05-24 | Neovasc Tiara Inc. | Methods and systems for rapid retraction of a transcatheter heart valve delivery system |
CN107117962B (zh) * | 2017-05-04 | 2019-08-16 | 中山市瑞丰医疗器械有限公司 | 一种基于静电自组装技术的牙科全瓷修复材料的制备方法 |
CA3073834A1 (en) | 2017-08-25 | 2019-02-28 | Neovasc Tiara Inc. | Sequentially deployed transcatheter mitral valve prosthesis |
CN108939158A (zh) * | 2018-07-27 | 2018-12-07 | 吉林大学 | 小肠脱细胞基质膜结合金属网胸壁修补材料 |
US11737872B2 (en) | 2018-11-08 | 2023-08-29 | Neovasc Tiara Inc. | Ventricular deployment of a transcatheter mitral valve prosthesis |
CA3135753C (en) | 2019-04-01 | 2023-10-24 | Neovasc Tiara Inc. | Controllably deployable prosthetic valve |
EP3952792A4 (en) | 2019-04-10 | 2023-01-04 | Neovasc Tiara Inc. | HEART VALVE PROSTHESIS WITH NATURAL BLOOD FLOW |
AU2020279750B2 (en) | 2019-05-20 | 2023-07-13 | Neovasc Tiara Inc. | Introducer with hemostasis mechanism |
AU2020295566B2 (en) | 2019-06-20 | 2023-07-20 | Neovasc Tiara Inc. | Low profile prosthetic mitral valve |
CN113368305B (zh) * | 2021-05-21 | 2022-04-26 | 上海市伤骨科研究所 | 一种骨诱导及免疫双效涂层及制备方法和在骨整合的应用 |
Family Cites Families (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5152993A (en) * | 1988-01-20 | 1992-10-06 | Ellem Bioteknik Ab | Method of preparing an implant body for implantation |
US5211663A (en) * | 1991-06-24 | 1993-05-18 | Smith & Nephew Richards, Inc. | Passivation methods for metallic medical implants |
FI91713C (fi) * | 1992-04-23 | 1994-08-10 | Axidental Oy | Uusia bioaktiivisia pinnotteita ja niiden valmistus ja käyttö |
DE69424035T2 (de) * | 1993-11-09 | 2000-12-14 | Foudation For The Promotion Of | Knochenersatzmaterial und verfahren zu seiner herstellung |
AU726819B2 (en) * | 1996-03-29 | 2000-11-23 | Desmos, Inc. | Cellular attachment to laminin 5-coated trans-epithelial appliances |
JP2002500898A (ja) * | 1997-08-15 | 2002-01-15 | チルドレンズ メディカル センター コーポレーション | オステオポンチン被膜表面及びその利用法 |
JP2000093498A (ja) * | 1998-09-22 | 2000-04-04 | Kobe Steel Ltd | 骨代替材料及びその製造方法 |
SE9804400L (sv) * | 1998-12-18 | 2000-02-14 | Bofors Ab | Sätt att vid initiering av artilleridrivkrutladdningar bestående av ett flertal efter varandra anordnade drivkrutsmoduler åstadkomma en jämn övertändning mellan dessa samt i enlighet med sättet utformade drivkrutsmoduler och kompletta laddningar |
SE9804536D0 (sv) * | 1998-12-23 | 1998-12-23 | A & Science Invest Ab | Biological implant and method for production thereof |
SE514323C2 (sv) * | 1999-05-31 | 2001-02-12 | Nobel Biocare Ab | Implantat samt förfarande och användning vid implantat |
JP2002035109A (ja) * | 2000-07-21 | 2002-02-05 | Tadashi Kokubo | 抗血栓性材料及びその製造方法 |
ES2223965T3 (es) * | 2000-12-06 | 2005-03-01 | Astra Tech Ab | Protesis e implantes medicos revestidos con hidruros metalicos y biomoleculas que tienen biocompatibilidad mejorada. |
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ES2312765T3 (es) | Dispositivos protesicos medicos que tienen biocompatibilidad mejorada. | |
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Uppal et al. | Magnesium based implants for functional bone tissue regeneration–A review | |
Yavari et al. | Bone regeneration performance of surface-treated porous titanium | |
Surmenev et al. | Significance of calcium phosphate coatings for the enhancement of new bone osteogenesis–a review | |
Paital et al. | Calcium phosphate coatings for bio-implant applications: Materials, performance factors, and methodologies | |
Ezzat et al. | The use of titanium mesh coated with hydroxyapatite nanocrystals in mandibular fracture (experimental study) | |
Gnedenkov et al. | In vivo osteogenerating properties of calcium phosphate coatings on Ti-6Al-4V titanium alloy | |
Goharian et al. | Plasma electrolyte oxidation for osseoconductive surface engineering | |
Azadmanjiri et al. | Surface Functionalization and Antibacterial Characteristics of the Titanium-Based Metallic Biomaterials at Nanoscale | |
ELkarargy et al. | Biomimetic Implant Coatings: Do They Improve The Biological Performance Of Dental Implants? An Experimental Comparative Study Evaluating the Effect of Fibronectin versus Hyaluronate as Biomimetic Organic Coatings | |
Choi et al. | Calcium Phosphate Nanocoatings for Bone Regeneration |