ES2317195T3 - Sustrato implantable bioabsorbible. - Google Patents
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Abstract
Método de producción de un sustrato implantable, bioabsorbible que tiene una distribución de peso molecular escalonada, que comprende las etapas de proporcionar un sustrato implantable y alterar la distribución de peso molecular de al menos una parte del sustrato implantable exponiendo esa parte del sustrato implantable a irradiación con haz de electrones.
Description
Sustrato implantable bioabsorbible.
La presente invención se refiere a un método de
producción de un sustrato implantable bioabsorbible, a un método de
alteración de la tasa de bioabsorbibilidad de al menos una parte de
un sustrato implantable bioabsorbible y a un sus-
trato implantable bioabsorbible, que tiene una distribución de peso molecular escalonada formado según
trato implantable bioabsorbible, que tiene una distribución de peso molecular escalonada formado según
\hbox{estos
métodos.}
El objetivo a largo plazo de la investigación de
biomateriales radica en la regeneración tisular, no en la
sustitución. En la "ingeniería de tejidos", pueden usarse
estructuras biocompatibles o bien para diseñar constructos
celulares vivos in vitro para trasplante, o bien para
soportar la carga temporalmente y para facilitar mecanismos in
vivo para la regeneración tisular. El material ideal para estos
fines debe proporcionar alta resistencia inicialmente, luego debe
degradarse gradualmente, transfiriendo cargas mecánicas al tejido
en regeneración. Aplicaciones quirúrgicas típicas son la reparación
de tejido conjuntivo blando, ligamentos o tendones y tejido duro
tal como hueso.
En aplicaciones en las que el tejido requiere
sólo soporte o fijación temporales, es apropiado el uso de
polímeros bioabsorbibles. Dependiendo de la elección del material y
de las condiciones de procesamiento, los polímeros bioabsorbibles
pueden conservar sus propiedades de soporte de tejido durante días,
semanas o meses. Las ventajas de estos materiales son, en primer
lugar, un riesgo reducido de complicaciones a largo plazo porque
las tensiones se transfieren finalmente al tejido en cicatrización,
y en segundo lugar, evitar la necesidad de una operación de
recuperación.
Las tendencias actuales en la práctica y la
investigación ortopédicas sugieren que los polímeros bioabsorbibles
más importante usados en cirugía son polímeros sintéticos tales
como poliésteres alifáticos (por ejemplo, poliglicolida (PGA),
polilactida (PLA) y sus copolímeros). Estos poliésteres se degradan
in vivo mediante hidrólisis en ácido láctico y ácido
glicólico, que se incorporan entonces al ciclo de los ácidos
tricarboxilicos y se excretan. Estos tipos de polímero se degradan
generalmente mediante erosión en masa, ya que la tasa a la que el
agua penetra en el material supera la tasa a la que se produce la
escisión de la cadena (en fragmentos solubles en agua) dentro del
polímero [Middleton, J.C., Tipton, A.J., Biomaterials,
2335-2346, 2000]. La degradación en el interior del
dispositivo puede producirse más rápido que en la superficie debido
a autocatálisis. La implicación de esto es que el dispositivo
permanece como un relleno de espacio mucho después se haberse
deteriorado la resistencia útil del polímero. Se evita el
crecimiento del tejido natural y puede liberarse una "ráfaga de
lactida" de material de pH bajo cuando la superficie del
implante se degrada finalmente, lo que puede dañar las células
circundantes y provocar inflamación.
Según un primer aspecto de la presente
invención, se proporciona un método de producción de un sustrato
implantable, bioabsorbible que tiene una distribución de peso
molecular escalonada, que comprende las etapas de proporcionar un
sustrato implantable y alterar la distribución de peso molecular de
al menos una parte del sustrato implantable exponiendo esa parte
del sustrato implantable a irradiación con haz de electrones.
Ventajosamente, se reduce la distribución de
peso molecular de la parte del sustrato implantable expuesta a
irradiación con haz de electrones.
Preferiblemente, al menos se expone una parte de
la superficie del sustrato implantable a irradiación con haz de
electrones. Adecuadamente, se altera la distribución de peso
molecular de toda la superficie o cuerpo del sustrato implantable
exponiendo toda la superficie del sustrato implantable a
irradiación con haz de electrones.
Al menos puede exponerse una parte del sustrato
implantable a irradiación con haz de electrones durante de 0,1 a
100 segundos; adecuadamente durante de 1 a 90 segundos; más
adecuadamente de 3 a 60 segundos.
La irradiación con haz de electrones puede tener
una intensidad de 0,1 a 20 MeV; adecuadamente de 0,5 a 15 MeV; más
adecuadamente de 1 a 5 MeV. Puede aplicarse al sustrato implantable
una dosis de radiación total de 1 a 100 kGy. En una realización, el
sustrato implantable puede someterse a más de una dosis de
radiación; adecuadamente de 2 a 4 dosis de radiación. Cada dosis de
radiación puede ser de 1 a 50 kGy.
Adecuadamente, la irradiación con haz de
electrones penetra de 0,1 a 50 mm desde la superficie del sustrato
implantable; más adecuadamente, la irradiación con haz de
electrones penetra de 2 a 20 mm. En una realización, la irradiación
con haz de electrones penetra de 2 a 15 mm.
El sustrato implantable puede tener un espesor
de pared de al menos 50 mm; adecuadamente de 15 mm o menos; más
adecuadamente de 5 mm o menos.
En una realización, se altera la resistencia a
la flexión de la parte del sustrato implantable expuesta a
irradiación con haz de electrones; adecuadamente se reduce.
En una realización, se altera la pérdida de masa
en porcentaje de la parte del sustrato implantable expuesta a
irradiación con haz de electrones; adecuadamente se reduce.
Preferiblemente, la exposición a irradiación con
haz de electrones también provoca la esterilización del sustrato
implantable.
El método puede comprender la etapa de exponer
el sustrato implantable a una o más dosis de irradiación con haz
de electrones. Cada dosis de irradiación con haz de electrones
puede ser a una intensidad diferente.
Adecuadamente, cada dosis de irradiación con haz
de electrones penetra en el sustrato implantable a una profundidad
diferente. La distribución de peso molecular, y por tanto la tasa de
biodegradación, del implante es diferente adecuadamente a
profundidades diferentes.
Según un segundo aspecto, la presente invención
también proporciona un método de modificación de la tasa de
bioabsorbibilidad de al menos una parte de un sustrato implantable,
bioabsorbible que comprende la etapa de exponer esa parte a
irradiación con haz de electrones.
Según un tercer aspecto de la presente
invención, se proporciona un sustrato implantable bioabsorbible que
comprende un polímero bioabsorbible que tiene una distribución de
peso molecular escalonada a través de al menos una parte de su
espesor.
Según un cuarto aspecto de la presente
invención, se proporciona un sustrato implantable bioabsorbible que
tiene una superficie externa y un núcleo en el que la distribución
de peso molecular del sustrato implantable es mayor en el núcleo
que hacia la superficie externa, y el núcleo es menos bioabsorbible
que hacia la superficie externa.
Preferiblemente, el sustrato implantable
bioabsorbible de la presente invención es bioabsorbible a una tasa
predeterminada.
El sustrato implantable de la presente invención
puede tener una distribución de peso molecular escalonada a través
de al menos una parte de su espesor desde su espesor de superficie
hasta el espesor completo del sustrato implantable. La distribución
de peso molecular del sustrato implantable puede ser inferior hacia
la superficie, provocando que la tasa de bioabsorbibilidad sea
superior hacia la superficie. La tasa de bioabsorbibilidad puede
predeterminarse y controlarse alterando la distribución de peso
molecular del sustrato implantable. Por tanto, la resistencia
inicial y la resistencia promedio durante la degradación del
sustrato implantable de la presente invención son también
predecibles y controlables.
En una realización, la superficie externa del
sustrato implantable se biodegrada inicialmente y la resistencia de
apoyo de la carga del sustrato se conserva a partir del núcleo.
Por tanto, el sustrato implantable de la presente invención permite
el crecimiento de tejido natural, mientras que todavía proporciona
algo de soporte estructural.
Preferiblemente, la superficie externa y el
núcleo del sustrato implantable bioabsorbible están formados del
mismo material.
En general, el sustrato implantable
bioabsorbible está formado adecuadamente de poliésteres alifáticos
tales como poliglicolida (PGA), policaprolactona, polilactida
(PLA), poli(dioxanona) (PDO),
poli(glicolida-co-carbonato
de trimetileno) (PGA-TMC), polianhídridos,
poli(fumarato de propileno), poliuretano y copolímeros.
La distribución de peso molecular del sustrato
depende del material del sustrato implantable, pero adecuadamente
la distribución de peso molecular de la superficie externa del
sustrato implantable es de desde 10.000 hasta 200.000 y la
distribución de peso molecular del núcleo del sustrato implantable
es de desde 100.000 hasta 500.000. Preferiblemente, la distribución
de peso molecular del sustrato implantable cambia gradualmente
desde la superficie hasta el
núcleo.
núcleo.
La tasa de absorción del sustrato implantable en
el cuerpo depende del material del sustrato implantable y del
tamaño del sustrato implantable. Sin embargo, la tasa de absorción
del sustrato implantable de la presente invención puede
predeterminarse y controlarse preferiblemente para adecuarse a su
fin.
Preferiblemente, el sustrato implantable se
bioabsorbe en el plazo de 20 a 365 días, más preferiblemente de 60
a 120 días.
El sustrato implantable bioabsorbible de la
presente invención puede comprender aditivos tales como fármacos y
agentes bioactivos. Los aditivos pueden incorporarse en el polímero
bioabsorbible para potenciar la regeneración tisular o para reducir
la infección relacionada con el implante. La tasa de liberación de
los aditivos no es necesariamente lineal y depende de la tasa de
absorción de los polímeros, pero normalmente se liberan a lo largo
de 20 a 175 días. Los agentes bioactivos se liberan de una manera
controlada a medida que se biodegrada la superficie externa del
sustrato implantable y más tarde a medida que se biodegrada el
núcleo. Como tales, los agentes bioactivos pueden liberarse a
medida que se requiera para potenciar la remodelación tisular y/o
para minimizar el riesgo de infección.
Preferiblemente, el sustrato implantable es un
tornillo de interferencia, un anclaje de sutura, un material
compuesto de polímero biorreabsorbible (que está adecuadamente
autorreforzado) o un armazón bioabsorbible para el crecimiento y la
regeneración tisulares.
El sustrato implantable puede cultivar tejido
in vivo o in vitro.
Según un quinto aspecto de la presente
invención, se proporciona el uso del sustrato implantable
bioabsorbible descrito anteriormente en el presente documento en la
fabricación de un medicamento para la reparación o el tratamiento
de trastornos de o daño a tejido blando o duro.
Adecuadamente, el tejido blando o duro puede ser
tejido conjuntivo, ligamentos, tendones o hueso.
El trastorno puede ser cualquier traumatismo o
defecto tisular incluyendo artrosis o artritis reumatoide,
osteoporosis, estados tisulares inflamatorios, neoplásicos,
traumáticos e infecciosos, síndromes caracterizados por
condrodisplasia, daño al cartílago, fractura, desgarro de
ligamentos, hernia, sinovitis, lupus eritematoso sistémico o
heridas, particularmente las sufridas durante la cirugía.
La tasa de degradación de los polímeros
bioabsorbibles depende al menos parcialmente de su peso molecular
inicial. Cuanto mayor sea el peso molecular inicial, más largo será
el tiempo de bioabsorción (si el resto de factores se mantienen
similares). Está bien establecido ahora que los polímeros
bioabsorbibles se degradan esencialmente mediante el mismo
mecanismo, la escisión hidrolítica de los enlaces éster. La
reacción es autocatalítica y sigue una cinética de reacción de
pseudo-primer orden:
en la
que:
Mn = peso molecular en un tiempo desde la
implantación;
M_{n,0} = peso molecular inicial;
e = función exponencial;
k = constante;
t = tiempo desde la implantación.
K es adecuadamente de l a 9 x 10^{-6}
s^{-1}. K es normalmente 1,16 x 10^{-6} s^{-1} para
poliglicolidas.
Por tanto, si se conoce el peso molecular
inicial de un polímero, puede predecirse la tasa de degradación.
También es predecible la disminución en la resistencia con el
tiempo a partir del peso molecular, usando la ecuación:
en la
que:
\sigma = resistencia en un tiempo (t) desde la
implantación;
\sigma_{\infty} = resistencia inicial;
B = constante
B es adecuadamente de 1 a 9 x 10^{5} MPa
g^{-1} mol. B es normalmente 3 x 10^{5} MPa g^{-1} mol para
poliglicolidas.
La profundidad de penetración para la
irradiación con haz de electrones depende de la energía de los
electrones usados y de la densidad del material absorbente. La
profundidad de penetración puede predecirse a partir de la
expresión:
d = profundidad
(cm);
E = energía de los electrones (MeV);
r = densidad (gcm^{-3}).
Las densidades típicas de poliésteres tales como
PGA y PLLA están en el intervalo de 1,0-1,5
gcm^{-3}, por tanto la profundidad de penetración de los
electrones para energías en el intervalo de 0,3 a 10 MeV sería de
aproximadamente 0,2 mm a 40 mm. La energía de un acelerador de haz
de electrones de 10 MeV puede reducirse mediante el uso de blindaje
metálico de diversos espesores.
La presente invención se describirá ahora a modo
de ejemplo únicamente, con referencia a los dibujos adjuntos en
los que:
la figura 1 es una ilustración que muestra el
comportamiento de bioabsorción de un sustrato implantable conocido
en la técnica, en la que el sombreado diagonal representa la tasa
de degradación y el peso molecular del sustrato y el aumento en
anchura del sombreado indica el aumento de la tasa de degradación y
la disminución del peso molecular y en la que el sombreado
horizontal representa la fragmentación del sustrato;
la figura 2 es una ilustración que muestra el
comportamiento de bioabsorción de un sustrato implantable según la
presente invención, en la que el sombreado diagonal representa la
tasa de degradación y el peso molecular del sustrato y el aumento
en anchura del sombreado indica el aumento de la tasa de
degradación y la disminución del peso molecular y en la que el
sombreado horizontal representa la fragmentación del sustrato;
la figura 3 muestra la resistencia a la flexión
de sustratos implantables formados según el método del ejemplo 1 a
diferentes profundidades desde la superficie del sustrato
implantable inmediatamente tras su exposición a irradiación con haz
de electrones (0 días) y tras su exposición durante 1 día a
condiciones que inducen una degradación acelerada (1 día);
La figura 4 muestra el equivalente de peso
molecular de poliestireno (Mw) y el peso molecular promedio (Mn) de
sustratos implantables formados según el método del ejemplo 1 a
diferentes profundidades desde la superficie del sustrato
implantable;
la figura 5 muestra la pérdida de masa en
porcentaje de sustratos implantables formados según el método del
ejemplo 1 a diferentes profundidades desde la superficie del
sustrato implantable tras su exposición durante 12 días a
condiciones que inducen una degradación acelerada.
La figura 1 muestra que tras su implantación en
un cuerpo humano o animal, los sustratos implantables conocidos
experimentan una pérdida de resistencia y masa a través de toda su
sección transversal. Los sustratos implantables conocidos tienen
una distribución de peso molecular uniforme a través de su espesor
y de ese modo, el núcleo y la superficie de los sustratos
implantables conocidos se bioabsorben a aproximadamente la misma
tasa. El espacio ocupado por los sustratos implantables conocidos
no se reduce hasta que el implante conocido se bioabsorbe casi
completamente.
Tras su implantación durante un periodo de
tiempo prolongado, los sustratos implantables conocidos
experimentan fragmentación debido a una pérdida de masa. El núcleo
de un sustrato implantable de este tipo se fragmenta antes que la
superficie, lo que puede dar como resultado una "ráfaga de
lactida" de material de pH bajo que puede dañar las células
circundantes y provocar inflamación.
La figura 2 muestra un sustrato implantable
según la presente invención y muestra cómo se bioabsorbe el
sustrato implantable tras su implantación en un cuerpo humano o
animal. El sustrato implantable de la presente invención tiene una
distribución de peso molecular escalonada, en la que la superficie
del sustrato implantable tiene una distribución de peso molecular
menor que el núcleo.
La superficie del sustrato implantable se
bioabsorbe a una tasa más rápida que el núcleo del sustrato
implantable, de modo que la superficie del sustrato implantable
experimenta una pérdida de resistencia antes que el núcleo y el
espacio ocupado por el sustrato implantable se reduce gradualmente,
permitiendo así un crecimiento de tejido mayor en el espacio
ocupado por el implante.
El núcleo del sustrato implantable puede
fragmentarse todavía pero se bioabsorbe tras la superficie del
sustrato implantable. El espacio ocupado por el sustrato
implantable se reduce gradualmente durante la bioabsorción,
estimulando el crecimiento de tejido.
Se moldeó poli(L-lactida)
PLLA en láminas con un espesor de aproximadamente 0,9 mm en una
prensa de platina P 200 P de Collin a temperaturas crecientes hasta
200ºC y presiones crecientes hasta 100 bares. La PLLA usada era de
Resomer® L (número de lote 26033), suministrada en forma de
gránulos por Boehringer Ingelheim (Ingelheim, Alemania). La
cromatografía de permeación en gel del material dio el peso
molecular como 462.000 (expresado como equivalente de peso
molecular de poliestireno) y el número de Mn (peso molecular
promedio) como 166.000 (expresado como equivalente de peso
molecular de poliestireno). Entonces se fabricaron las láminas en
muestras extensibles convencionales según la norma ISO
527-2 de aproximadamente 75 mm de longitud usando
una prensa de mesa manual. Entonces se recocieron las muestras en
un horno a 120ºC durante 4 horas dando una representación más
realista del material procesado.
Con el fin de estudiar los efectos de la
radiación de haz de electrones sobre los materiales de PLLA a
diferentes profundidades dentro de una masa de material, se
requirieron espaciadores con propiedades de material similares a
PLLA. Se eligieron láminas de material acrílico que tenían una
densidad similar a la de las muestras de PLLA. Se apilaron las
muestras y los espaciadores de lámina acrílicos y se irradiaron 28
muestras de PLLA extensibles a 5 profundidades diferentes;
concretamente 0 mm, 3,9 mm, 13,9 mm, 27,3 mm y 42,7 mm desde la
superficie de las estructuras compuestas. Las muestras y los
espaciadores apilados estaban formados por láminas acrílicas con un
espesor de pared de al menos 50 mm. Esto garantizó que la radiación
alcanzara las muestras de PLLA sólo desde la dirección pretendida.
Entonces se irradiaron las muestras en Ebis Iotron (Didcot,
Oxfordshire) usando una máquina de haz de electrones de 10 MeV. Se
fijó la dosis de radiación para administrar a la superficie
superior de la muestra compuesta y por tanto, a las muestras de
PLLA a una profundidad de 0 mm, una dosis de radiación de 40 kGy.
Se almacenaron las muestras en un armario desecador tras la
irradiación.
El medio usado para la degradación in
vitro de las muestras de PLLA fue una disolución tampón a pH
7,4 "Sörensen" preparada a partir de dihidrogenofosfato de
potasio (KH_{2}PO_{4}) e hidrogenofosfato de disodio
(Na_{2}HPO_{4}). Se mezclaron estas sales en una disolución en
una razón de 1:15 mol/l. Entonces se combinaron las disoluciones a
una razón del 18,2% de disolución de KH_{2}PO_{4} y del 81,8%
de disolución de Na_{2}HPO_{4}. Esta razón se explica en la
norma ISO 15814: "Implants for surgery -Copolymers and blends
based on polilactida- In Vitro degradation tasting". Se
pesó cada muestra extensible de material de PLLA antes de colocarse
en un vial con aproximadamente 20 ml de disolución tampón. Entonces
se colocaron los viales en un horno a 70ºC. A los periodos de
tiempo especificados, se tomaron 5 muestras de cada profundidad y
luego se secaron con papel secante y se pesaron para realizar
mediciones de la captación de agua. Entonces, se sometieron a una
prueba de tracción las muestras usando una máquina de pruebas de
materiales Instron Universal según la norma ISO
527-2. Tras las pruebas, las muestras se secaron y
se pesaron para obtener resultados de la pérdida de masa. Se llevó
a cabo la cromatografía de permeación en gel de las muestras
sometidas a prueba para determinar el peso molecular de la PLLA
degradada. Se compararon los resultados con una muestra control que
no se había expuesto a irradiación con haz de electrones.
Se sometieron las muestras irradiadas a
temperaturas de hasta 70ºC durante un día para inducir una
degradación acelerada y se registraron las resistencias a la
flexión de las muestras inmediatamente tras una irradiación con haz
de electrones y tras haberse inducido una degradación acelerada.
Se compararon los resultados con una muestra control que no se
había expuesto a irradiación con haz de electrones.
Se diseñó un estudio de la pérdida de masa para
determinar cómo había afectado la irradiación a la tasa de
reabsorción del polímero. Para evaluar esto se indujo una
degradación acelerada. Para permitir cuatro puntos de tiempo, con
tres repeticiones en cada uno, se prepararon 12 muestras para cada
profundidad en sección transversal y para el control. Cada muestra
pesaba aproximadamente 0,085 g. Se secaron las muestras en un horno
de vacío a 37ºC durante 48 horas antes de pesarse individualmente,
y se registraron sus masas. Entonces se colocaron las muestras en
una disolución tampón a pH 7,4 "Sörensen", tal como se
describió anteriormente, y se almacenaron en un horno a 70ºC. Tras
periodos de tiempo fijados, se tomaron tres muestras de cada
conjunto del horno. Se filtraron las muestras y la disolución
tampón usando papel de filtro sin cenizas endurecido. Entonces se
enjuagó el filtrado con agua desionizada y volvió a filtrarse.
Entonces se secó el papel de filtro que contenía el filtrado en un
horno a 80ºC durante al menos 3 horas antes de enfriarse hasta
temperatura ambiente. Entonces se retiró el filtrado secado y se
pesó. A través de la comparación de la masa del filtrado secado con
la masa original de la muestra, se determinó la pérdida de masa en
porcentaje. También se analizó una muestra control que no se había
expuesto a irradiación con haz de electrones.
Los resultados de las pruebas de resistencia a
la flexión se resumen en la figura 3. Tras la exposición a
irradiación con haz de electrones, se redujo la resistencia a la
flexión hacia la superficie de la muestra (de 0 a 27,3 mm). La
resistencia a la flexión en el núcleo (es decir, 42,7 mm desde la
superficie) era aproximadamente igual que la resistencia a la
flexión de la muestra control y esto puede sugerir que la
irradiación con haz de electrones no penetró hasta el núcleo de la
muestra. La resistencia a la flexión de todas las muestras
disminuyó tras haberse inducido una degradación acelerada. La
resistencia a la flexión de las muestras en el núcleo (42,7 mm
desde la superficie) se mantuvo aproximadamente igual que la
resistencia a la flexión de la muestra control tras la degradación
acelerada. Los resultados de la resistencia a la flexión sugieren
que los sustratos implantables expuestos a irradiación con haz de
electrones tendrían una tendencia a biodegradarse gradualmente
desde la superficie hacia el interior.
Los resultados de las pruebas del peso molecular
se resumen en la figura 4. También se analizó una muestra control
que no se había expuesto a ninguna irradiación con haz de
electrones. Se tomaron dos medidas de peso molecular de las
muestras: equivalente de peso molecular de poliestireno (Mw) y peso
molecular promedio (Mn). Tras su exposición a la irradiación con
haz de electrones, se redujo el peso molecular (tanto Mw como Mn)
del sustrato implantable a profundidades de 3,9 a 27,3 mm desde la
superficie. El peso molecular en el núcleo (es decir, 42,7 mm desde
la superficie) se mantuvo aproximadamente igual que el peso
molecular del control y esto puede sugerir que la irradiación con
haz de electrones no penetró hasta el núcleo de la muestra. El peso
molecular en la superficie (0 mm) era inesperadamente alto tras la
exposición a irradiación con haz de electrones. Esto sugiere que el
sustrato implantable puede haberse expuesto a una dosis demasiado
alta de irradiación con haz de electrones y que esto puede haber
inducido algo de reticulación del polímero en la superficie,
aumentando así el peso molecular en la superficie. Los resultados
del peso molecular sugieren que los sustratos implantables
expuestos a irradiación con haz de electrones tienen una
distribución de peso molecular escalonada desde la superficie hasta
el núcleo, estando el mayor peso molecular en el núcleo. Los
sustratos implantables expuestos a irradiación con haz de
electrones tendrían una tendencia a biodegradarse gradualmente
desde la superficie hacia el interior, reduciendo el espacio
ocupado por el sustrato implantable gradualmente. Sin embargo, si
se usa una dosis demasiado alta de irradiación con haz de
electrones, puede inducirse reticulación del polímero del sustrato
en la superficie, conduciendo a un peso molecular relativamente
alto en la superficie. Este efecto puede evitarse reduciendo la
dosis de irradiación con haz de electrones usada.
La figura 5 resume los resultados de las pruebas
de pérdida de masa. Tras la exposición a irradiación con haz de
electrones, se aumentó la pérdida de masa en porcentaje hacia la
superficie (de 0 a 27,3 mm) en comparación con el control. La
pérdida de masa en porcentaje de la superficie era inferior que la
pérdida de masa en porcentaje a profundidades ligeramente mayores.
Esto puede sugerir que la dosis de irradiación con haz de
electrones era demasiado alta e indujo cierto grado de reticulación
en la superficie. Esto también se sugirió por el análisis del peso
molecular. La pérdida de masa en porcentaje del núcleo (42,7 mm) es
aproximadamente igual que la pérdida de masa en porcentaje del
control y esto puede sugerir que la irradiación con haz de
electrones no penetró el núcleo de la muestra. Los resultados de la
pérdida de masa indican que los sustratos implantables expuestos a
irradiación con haz de electrones tendrían una tendencia a
biodegradarse gradualmente desde la superficie hacia el
interior.
Claims (14)
1. Método de producción de un sustrato
implantable, bioabsorbible que tiene una distribución de peso
molecular escalonada, que comprende las etapas de proporcionar un
sustrato implantable y alterar la distribución de peso molecular de
al menos una parte del sustrato implantable exponiendo esa parte
del sustrato implantable a irradiación con haz de electrones.
2. Método según la reivindicación 1, en el que
la distribución de peso molecular de toda la superficie del
sustrato implantable se altera exponiendo toda la superficie del
sustrato implantable a irradiación con haz de electrones.
3. Método según una cualquiera de las
reivindicaciones 1 y 2, en el que el sustrato implantable se expone
a una o más dosis de irradiación con haz de electrones que tiene
una intensidad de 0,1 a 10 MeV durante de 0,1 a 100 segundos y la
irradiación con haz de electrones penetra de 0,1 a 40 mm desde la
superficie del sustrato implantable.
4. Método según cualquier reivindicación
anterior, en el que el sustrato implantable se expone a más de una
dosis de irradiación con haz de electrones y cada dosis de
irradiación con haz de electrones es de una intensidad
diferente.
5. Método según la reivindicación 4, en el que
cada dosis de irradiación con haz de electrones penetra en el
sustrato implantable a una profundidad diferente.
6. Método de modificación de la tasa de
bioabsorbibilidad de al menos una parte de un sustrato implantable,
bioabsorbible que comprende la etapa de exponer esa parte a
irradiación con haz de electrones.
7. Sustrato implantable bioabsorbible que
comprende un polímero bioabsorbible que tiene una distribución de
peso molecular escalonada a través de al menos una parte de su
espesor.
8. Sustrato según la reivindicación 7, en el que
la tasa de bioabsorbibilidad del implante está predeterminada.
9. Sustrato según una cualquiera de la
reivindicación 6 y la reivindicación 7, que tiene una distribución
de peso molecular escalonada a través del espesor completo del
sustrato implantable.
10. Sustrato según una cualquiera de las
reivindicaciones 7 a 9, que tiene una superficie externa y un
núcleo en el que la distribución de peso molecular del sustrato
implantable es mayor en el núcleo que en la superficie externa, y
la tasa de bioabsorbibilidad del núcleo es menor que la tasa de
bioabsorbibilidad de la superficie externa.
11. Sustrato según la reivindicación 10, en el
que la superficie externa y el núcleo del sustrato implantable
bioabsorbible están formados del mismo material.
12. Sustrato según una cualquiera de las
reivindicaciones 7 a 11, que está formado de poliglicolida (PGA),
policaprolactona, polilactida (PLA), poli(dioxanona) (PDO),
poli(glicolida-co-carbonato
de trimetileno) (PGA-TMC), polianhídridos,
poli(fumarato de propileno), poliuretano, copolímeros de los
mismos o una combinación de los mismos.
13. Sustrato según una cualquiera de las
reivindicaciones 7 a 12, en forma de un tornillo de interferencia,
un anclaje de sutura, un material compuesto de polímero
biorreabsorbible o un armazón bioabsorbible para el crecimiento y
la regeneración tisulares.
14. Uso del sustrato según una cualquiera de las
reivindicaciones 7 a 13, en la fabricación de un medicamento para
la reparación o el tratamiento de trastornos de o del daño a tejido
blando o duro del cuerpo humano o animal.
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