ES2717678T3 - Procedimiento para la carga de fármacos sobre superficies de implantes recubiertos de hidroxiapatita - Google Patents

Description

DESCRIPCIÓN

Procedimiento para la carga de fármacos sobre superficies de implantes recubiertos de hidroxiapatita

CAMPO TÉCNICO Y APLICABILIDAD INDUSTRIAL

La presente descripción se refiere a un procedimiento para la carga por adsorción de un agente terapéutico a un implante recubierto con hidroxiapatita, y más en particular, a un procedimiento de carga que usa una temperatura de la solución de aproximadamente 60 °C a aproximadamente 100 °C y una presión de aproximadamente 2 bar a aproximadamente 10 bar, y un implante con administración sostenida de fármacos terapéuticos.

ANTECEDENTES

Los pasadores de fijación externa se usan habitualmente para estabilizar las lesiones ortopédicas y se consideran herramientas rápidas y mínimamente invasivas para permitir una fácil reducción de las fracturas. A pesar de las ventajas prometedoras con respecto al control de daños en ortopedia, la infección del tracto del pasador y el aflojamiento del pasador son complicaciones frecuentes de las fijaciones externas.

Debido al contacto con las capas externas de la piel, los pasadores de fijación pueden actuar como puertas de entrada para las bacterias. Las tasas de infección informadas para los tratamientos de fracturas con fijador externo varían desde el 0,5 % hasta el 50 % y con frecuencia causan pérdida ósea, lo que resulta en una disminución de la interfaz pasador-hueso. Ver Hutson J.J. et al., Infections in Periarticular Fractures of the Lower Extermity Treated with Tensioned Wire Hybrid Fixators" J Orthop Trauma 12 214-218 (1998); Mahan j. et al. "Factors in Pin Tract Infections" Orthopedics 14305-308 (1991); y Masse A. et al., "Prevention of Pin Track Infection in External Fixation with Silver Coated Pins: Clinical and Microbiological Results" J Biomed Mater Res 53 600-604 (2000). Por el contrario, la inestabilidad de la construcción del pasador-hueso puede llevar a un aflojamiento del pasador y a una infección adicional. Por lo tanto, la inhibición de la adhesión bacteriana puede verse como la etapa más crítica en la prevención de infecciones asociadas al implante. Consulte Brunski JB et al., "Biomaterials and Biomechanics of Oral and Maxillofacial Implants: Current Status and Future Developments" Int J Oral Max Impl 1515-46 (2000) y Hetrick E.M. et al., "Reducing Implant Related Infections: Active Release Strategies" Chem So c Rev 35780-789(2006). Con el fin de superar la mala accesibilidad del sitio infectado en el hueso mediante antibióticos administrados sistemáticamente, muchos investigadores han intentado reducir las infecciones en la interfaz hueso-pasador diseñando recubrimientos de superficie funcionales para la administración local de fármacos. Consulte Brohede U. et al., "Multifunctional Implant Coatings Providing Possibilities For Fast Antibiotics Loading with Subsequent Slow Release" J Mater Sci Mater Med 201859-1867 (2009).

La principal ventaja de la administración local de antibióticos en comparación con la administración sistémica convencional tanto para la prevención de infecciones como para el tratamiento es que pueden administrarse altas dosis locales de antibióticos contra patógenos específicos asociados con la infección de implantes sin alcanzar los niveles de toxicidad sistémica del propio fármaco. Sin embargo, la efectividad de los recubrimientos de implantes cargados con antibióticos depende en gran medida de la velocidad y la manera en que se libera el fármaco.

Si los antibióticos se liberan a niveles por debajo de la concentración de inhibición mínima (CIM), se puede inducir resistencia bacteriana en el momento de la liberación. Se ha identificado un "período decisivo" posterior a la implantación de seis horas durante el cual la prevención de la adhesión bacteriana es crítica para el éxito a largo plazo del implante. Ver Poelstra K.A. et al., "Prophylactic Treatment of Gram-positive and Gram-negative Abdominal Implant Infections Using Locally Delivered Polyclonal Antibodies" J Biomed Mater Res 60 206-215 (2002). Por lo tanto, un perfil de liberación de antibiótico local óptimo para implantes ortopédicos debe presentar una alta tasa de liberación inicial durante las primeras horas después del implante, seguido de una liberación sostenida para inhibir la aparición de infección latente y permitir la formación de cápsulas fibrosas protectoras, así como la integración del tejido. Consulte Zilbermann M. et al., "Antibiotic-eluting Medical Devices for Various Applications" J Control Release 120202-215 (2008) y Anderson J. H. "Biological Responses to Materials" Annu Rev Mater Res 3181-110 (2001). La cerámica bioactiva y los recubrimientos cerámicos han sido investigados por varios investigadores como vehículos de administración de fármacos para el transporte y la liberación sostenida de antibióticos. La hidroxiapatita (HA) se usa ampliamente en cirugía ortopédica debido a sus excelentes propiedades osteoconductoras. Se conocen numerosas técnicas para recubrir implantes con HA, que incluyen pulverización con plasma, recubrimiento por inmersión, deposición por pulverización catódica, deposición electroforética y síntesis de sol-gel. El procedimiento biomimético del recubrimiento de HA requiere remojar el implante en un fluido corporal simulado a una temperatura y pH adecuados. Los recubrimientos de HA pulverizados con plasma en las superficies de los implantes han demostrado una alta tasa de éxito clínico basada en un mayor contacto con el hueso, la integración mejorada del hueso y la fijación a largo plazo. Sin embargo, la incorporación de fármacos en un recubrimiento de HA pulverizada con plasma durante la deposición no es factible debido a las altas temperaturas de proceso de la llama de plasma. Los recubrimientos de HA depositados biomiméticamente ofrecen un enfoque directo para preparar recubrimientos de implantes a baja temperatura de proceso que tienen buena adherencia, así como una cobertura escalonada. Las superficies de implantes funcionalizadas con un recubrimiento de hidroxiapatita (HA) contribuyen a mejorar la capacidad de unión ósea y aumentan el crecimiento óseo hacia la superficie del implante. Además, dichos recubrimientos de HA han mostrado un potencial prometedor para ser utilizados como vehículo farmacológico para la administración local de medicamentos en el sitio de implantación. La estructura nanoporosa de dichos recubrimientos de HA permite cargar antibióticos mediante un simple procedimiento de remojo y se ha demostrado que es posible incorporar factores de crecimiento para promover la cicatrización del tejido, así como para cargar factores de crecimiento y antibióticos en la matriz de HA.

Incluso si los recubrimientos biomiméticos de HA parecen ser vehículos prometedores para la administración local de antibióticos, el efecto antibacteriano más largo demostrado hasta la fecha utilizando este procedimiento no excede los tres días. Chai F. et al., "Antibacterial Activation of Hydroxyapatite (HA) with Controlled Porosity by Different Antibiotics" Biomol Eng 24 510-514(2007). Por lo tanto, un desafío importante relacionado con los recubrimientos de HA cargados con antibióticos reside en aumentar el tiempo de acción de los antibióticos en el lugar del implante.

Otro desafío bien documentado es que el TiO² amorfo nativo tiene muy poca capacidad para dejar que la HA se forme en su superficie a través de la precipitación biomimética de una solución, mientras que la HA se cristaliza espontáneamente en las fases anatasa y rutilo cristalinas del TiO² cuando se sumerge en fluido corporal simulado. Stigter M. et al., "Incorporation of different antibiotics into carbonated hydroxyapatite coatings on titanium implants, release and antibiotic efficacy” Journal Of Controlled Release 991127-137(2004)" Journal of Controlled Release 99 1 127-137 (2004) describe que los recubrimientos de hidroxiapatita carbonatada se aplicaron a implantes de titanio usando un procedimiento de precipitación biomimética. El documento US 2009/269480 A1 describe dispositivos médicos implantables que pueden recubrirse con polímeros y/o agentes bioactivos con la ayuda de fluidos supercríticos. El documento US 2003/049324 A1 describe un procedimiento para un recubrimiento antibiótico de cuerpos con microcavidades interconectadas.

RESUMEN

Según un aspecto de la presente divulgación, un procedimiento para cargar un implante recubierto con hidroxiapatita con un agente terapéutico incluye las etapas de proporcionar un implante y aplicar un recubrimiento de hidroxiapatita sobre una superficie del implante. El implante recubierto de hidroxiapatita se pone en contacto con una solución que incluye el agente terapéutico. El implante y la solución recubiertos con hidroxiapatita se calientan a una temperatura de aproximadamente 60 °C a aproximadamente 100 °C. Se aplica presión al implante recubierto de hidroxiapatita y la solución desde aproximadamente 2 bar hasta aproximadamente 10 bar, para cargar el implante recubierto de hidroxiapatita con el agente terapéutico.

En otro aspecto, un procedimiento para cargar un implante con un agente terapéutico incluye las etapas de proporcionar un implante y aplicar un recubrimiento biomimético de hidroxiapatita en una superficie del implante. El implante se carga con un agente terapéutico calentando el implante recubierto con hidroxiapatita y la solución del agente terapéutico y aplicando presión sobre el implante recubierto con hidroxiapatita y la solución para mejorar la deposición del agente terapéutico.

En otro aspecto más, que no forma parte de la invención reivindicada, un implante que tiene un suministro sostenido de agente terapéutico incluye una base y un recubrimiento de hidroxiapatita dispuesto sobre una superficie de la base. El recubrimiento de hidroxiapatita incluye un agente terapéutico, en donde el agente terapéutico se carga en el recubrimiento de hidroxiapatita calentando la base recubierta de hidroxiapatita en una solución de agente terapéutico a una temperatura de aproximadamente 60 °C a aproximadamente 100 °C y aplicando una presión de aproximadamente 2 a aproximadamente 10 bar a la base recubierta con hidroxiapatita y la solución para una mejor deposición del agente terapéutico.

Estos y otros objetos, características, aspectos y ventajas de la presente divulgación se harán más evidentes a partir de la siguiente descripción detallada de la realización preferida con respecto a los dibujos adjuntos, en los que: BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS

La Figura 1 es un diagrama de flujo que ilustra el procedimiento de la presente divulgación.

La Figura 2 es un espectro de DRX del recubrimiento de TO ² sobre un sustrato de acero inoxidable.

Las Figuras 3 (a) y 3 (d) son imágenes de SEM y mapas topográficos de superficie de la superficie de muestras de HA-B depositadas biomiméticamente de las Figuras 3 (a) y 3 (c) y muestras de HA-P pulverizadas con plasma de las Figuras 3 (b) y 3 (d).

La Figura 4 es un espectro DRX de TO ² y de placas de acero inoxidable recubiertas con TO ² almacenadas en PBS. Se indican los picos de difracción de HA cristalina.

Las Figuras 5 (a)-(d) son imágenes de SEM de secciones transversales molidas por iones de recubrimientos de HA-B (Figuras 5 (a) y 5 (b)) y recubrimientos de HA-P (Figura 5 (c) y 5 (d) depositados sobre pasadores de fijación.

Las Figuras 6 (a)-(b) son gráficos de la cantidad no acumulativa de tobramicina liberada en PBS a 37 °C de los pasadores recubiertos con HA-P y HA-B de la serie (a) Load-RT después de cargarse en una solución que contiene 40 mg/ml de los antibióticos durante los tiempos de carga mostrados y de la serie (b) Load-C después de cargarse durante 5 minutos en soluciones con las concentraciones de antibióticos mostradas.

Las Figuras 7 (a)-(c) son gráficos de la cantidad no acumulativa de tobramicina liberada en PBS a 37 °C de los pasadores recubiertos de HA-P y HA-B de la serie (a) Load-C, (b) Load-HT y (c) Load-PHT después de cargarse durante 5 minutos en una solución que contiene 20 mg/ml de antibióticos bajo a) una presión de 6 bar, b) a 90 °C y c) a 90 °C y 6 bar.

Las Figuras 8 (a)-(b) son imágenes de SEM de recubrimientos de HA-B (a) HA-P (b) de la serie Load-P después de 5 días de liberación de tobramicina en PBS.

Las Figuras 9 (a)-(b) son imágenes de SEM de recubrimientos de HA-B (a) y HA-P (b) cargados con tobramicina bajo una presión de 6 bar (Load-P).

Las Figuras 10 (a)-(b) son perfiles de profundidad de carbono (a) y nitrógeno (b) de una muestra de HA-B cargada con 20 mg/ml de tobramicina bajo la serie de carga mostrada.

Las Figuras 11 (a) y 11 (b) son gráficos del impacto del espesor del recubrimiento y la porosidad de diferentes técnicas de carga en la cinética de liberación.

La Figura 12 es una sección transversal de un implante realizado según el procedimiento de la presente divulgación.

DESCRIPCIÓN DETALLADA

Tal como se expone en el presente documento, la presente divulgación proporciona una metodología para la carga de adsorción de un agente terapéutico en un implante recubierto con hidroxiapatita, en el que se utiliza una mayor temperatura de la solución de PBS, por ejemplo, de aproximadamente 70 °C a aproximadamente 100 °C, en lugar de remojar a temperatura ambiente. En relación con este aumento de temperatura, se utiliza una presión elevada aplicada, por ejemplo, de aproximadamente 4-8 bar, durante el proceso de carga. La viscosidad de la solución de carga que contiene antibióticos disminuye con el aumento de la temperatura y, al mismo tiempo, aumenta el coeficiente de difusión del antibiótico, que en combinación con la presión elevada produce una mayor profundidad de penetración de los fármacos en la estructura del recubrimiento.

El fármaco, agente farmacéutico o terapéutico, como se usa en el presente documento, se refiere a, pero de ninguna manera se limita a, antibióticos, vitaminas, fármacos de quimioterapia, bifosfonatos, ranelato de estroncio, PTH, fármacos osteoporóticos, factores de crecimiento o una combinación de los mismos.

"Dispositivo de implante", "implante/dispositivo" y similares se usan de manera sinónima para referirse a cualquier objeto que esté diseñado para colocarse parcial o totalmente dentro del cuerpo de un paciente para uno o más fines terapéuticos, tal como para restaurar la función fisiológica, aliviar los síntomas asociados con la enfermedad, administrar agentes terapéuticos y/o reparar o reemplazar o aumentar, etc., órganos o tejidos dañados o enfermos. Los ejemplos representativos de implantes/dispositivos médicos incluyen pasadores, pasadores de fijación y otros dispositivos ortopédicos, implantes dentales, stents, globos, dispositivos de administración de fármacos, láminas, películas y mallas, implantes de tejidos blandos, electrodos implantables, sensores implantables, bombas de administración de fármacos, barreras tisulares y derivaciones. Debe apreciarse que otros dispositivos enumerados en el presente documento están contemplados por la presente divulgación.

Los materiales representativos para el implante incluyen, entre otros, metales y aleaciones metálicas (por ejemplo, titanio, aleación de titanio, aleación de níquel-titanio, tántalo, aleación de platino-iridio, oro, magnesio, acero inoxidable, aleación de cromo-cobalto); cerámica; y plásticos o polímeros biocompatibles y combinaciones de los mismos.

Con referencia a la Figura 1, se describe un proceso 10 para la carga de agentes terapéuticos de adsorción de superficies de implantes recubiertas con HA para mejorar la administración del fármaco en el sitio del implante. En una primera etapa 12, se proporciona un implante o dispositivo médico. En la etapa 14, el implante se sumerge en un fluido corporal simulado, como una solución salina tamponada con fosfato (PBS). La solución se prepara con varias concentraciones de iones para imitar la composición química de los fluidos corporales humanos, como el plasma sanguíneo. El implante se empapa en la solución de PBS y el recubrimiento de HA se cultiva biomiméticamente.

Antes de aplicar el recubrimiento de HA, se recubrió una superficie del implante, por ejemplo, con un recubrimiento de TiO² cristalino mediante, por ejemplo, evaporación por arco catódico. Debe apreciarse que pueden usarse otros procedimientos para depositar un volumen del recubrimiento. El recubrimiento metálico de superficie se puede seleccionar del grupo de TiO², TiO, TiCrO², Ti²O³, TͳOs, SiO², MgO², AIO² y CrO². Debido a que el implante tiene un metal base de aleaciones de Ti y SSt, es beneficioso proporcionar una superficie subyacente bioactiva para nuclear los cristales de HA en la base metálica. Como se describirá más adelante en este documento, el recubrimiento biomimético se aplica sobre la base del implante a un espesor de aproximadamente 1 a aproximadamente 10 pm. En las etapas 16 y 18, los implantes recubiertos de HA se cargaron con un agente terapéutico. Los implantes recubiertos de HA se colocaron en una solución de agente terapéutico disuelto con una concentración específica de los mismos. Se aplicó una presión de aproximadamente 2-10 bar y la solución y el implante se calentaron a una temperatura de aproximadamente 60 °C a aproximadamente 100 °C. La profundidad de penetración resultante del agente terapéutico en el recubrimiento es de aproximadamente 0,5 pm a aproximadamente 8 pm.

Este uso de iones o dopaje iónico durante el crecimiento biomimético puede usarse para afectar el área de superficie y la carga de superficie del recubrimiento de HA. El espesor, la porosidad y la morfología del recubrimiento se pueden variar para lograr perfiles de administración de fármacos de diseño diferente, como diferentes tiempos de liberación con efecto agudo inicial, liberación controlada a largo plazo y/o liberación cíclica. Los recubrimientos dopados han mejorado la afinidad con los medicamentos durante la carga.

Se llevaron a cabo experimentos usando el antibiótico tobramicina como agente terapéutico. La tobramicina se incorporó a los recubrimientos de HA depositados biomiméticamente y de HA pulverizada con plasma en los pasadores de fijación de acero inoxidable y se correlacionaron las propiedades de carga y liberación del antibiótico a las propiedades de recubrimiento estructural y las condiciones de carga. La tobramicina se seleccionó debido a su amplio espectro contra la mayoría de las bacterias gram-negativas y su capacidad para restringir el crecimiento de Staphylococcus aureus, que a menudo se relaciona con infecciones posquirúrgicas. Consulte Nijhof M.W. et al., "Prophylaxis of Implant-Related Staphylococcal Infections Using Tobramycin-Containing Bone Cement" J Biomed Mater Res 52754-761 (2000). Sin embargo, debe apreciarse que pueden usarse otros antibióticos/fármacos/agentes terapéuticos dependiendo del efecto deseado.

Se usó la deposición de arco catódico para recubrir los pasadores de fijación de acero inoxidable con un recubrimiento de TO ² dominado por la fase anatasa bioactiva y el recubrimiento de HA se cultivó biomiméticamente sobre estas superficies de TO ². Como se describe detalladamente a continuación, las propiedades de carga y liberación se evaluaron mediante el estudio de la liberación posterior de tobramicina utilizando cromatografía líquida de alta presión y se correlacionaron con las diferencias en la microestructura de recubrimiento de HA y las condiciones físicas bajo carga.

Se utilizaron pasadores de fijación de acero inoxidable (4 mm de diámetro, 90 mm x 30 mm, REF 5023-3-090, LOTE W11825) de Stryker Trauma AG (Selzach, Suiza) para la deposición de recubrimiento y los pasadores de fijación recubiertos con HA pulverizados con plasma (4 mm de diámetro, 90 mm x 30 mm, REF 5013-3-090S, LOTE U24265) también de Stryker Trauma AG sirvieron como muestras de referencia. Las placas de acero inoxidable convencionales (20 mm x 20 mm x 1 mm) de grado médico AISI tipo 316L sirvieron como sustratos para las mediciones de difracción de rayos X (DRX) y las investigaciones de espectroscopía de emisión óptica de descarga incandescente.

Los pasadores se recubrieron con un recubrimiento de TiO² cristalino a través de la evaporación del arco catódico durante un tiempo de deposición de 20 minutos, como se ha descrito anteriormente. Las mediciones de DRX en las películas de TiO² se realizaron utilizando un difractómetro Siemens D5000 que opera con un ángulo de incidencia de incidencia de 1° en geometría de haz paralelo usando radiación de CuKa (longitud de onda A de 1,540598 A). Se utilizaron un tamaño de paso de 0,1° y un tiempo de paso de barrido de 4 s para los barridos registrados entre 2© de 20° y 60°.

Un recubrimiento de HA se precipitó biomiméticamente sobre los pasadores recubiertos con TÍO² usando solución salina tamponada con fosfato de Dulbecco (PBS) como fuente de iones. Después de la deposición catódica del TO ² cristalino, los pasadores de fijación se limpiaron por ultrasonidos en isopropanol y agua desionizada (5 min en cada uno) y posteriormente se colocaron en tubos de plástico que contenían 50 ml de PBS. Los tubos se mantuvieron a 37 °C durante 6 días, se enjuagaron cuidadosamente en agua desionizada y se dejaron secar al aire.

Se examinaron los recubrimientos de HA (HA-B) precipitados biométricamente, así como los pasadores recubiertos de HA (HA-P) pulverizados con plasma, utilizando un Microscopio Electrónico de Barrido Zeiss Supra 40 (SEM) y DRX usando la configuración descrita anteriormente, pero con un 2© entre 23° y 34°. Las imágenes de SEM de las secciones transversales de HA obtenidas por molienda iónica (E-3500, Hitachi) se registraron para evaluar los espesores y estructuras de los recubrimientos de HA depositados en los pasadores. La topografía del recubrimiento se estudió con un interferómetro de luz blanca (Wyko NT1100, Veeco) y la rugosidad de la superficie de los recubrimientos se obtuvo de Profiling Software Vision (Veeco).

Para la incorporación de antibióticos en los recubrimientos de HA, se disolvió tobramicina (Fargon GmbH & Co. KG, Barsbuttel, Alemania) en agua destilada dos veces. Se prepararon cinco tipos de muestras diferentes, designadas como Load-RT, Load-C, Load-P, Load-HT y Load-PHT, variando el tiempo de carga, la concentración del fármaco, la presión y la temperatura como se detalla en la Tabla 1 a continuación. Todas las muestras de la serie Load se realizaron por triplicado para los dos tipos de recubrimiento de HA en estudio.

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Para producir muestras en las series Load-RT, Load-C y Load-HT, los pasadores recubiertos con HA se colocaron en tubos de ensayo de fondo redondo (130 x 14 mm x 1 mm) que contenían 5 ml de solución madre de tobramicina a las concentraciones especificadas en la Tabla I. Durante el procedimiento de carga de fármaco con Load-HT, los tubos de ensayo se mantuvieron en desactivación con agua caliente (Heraeus) mientras que las muestras de Load-RT y de Load-C se produjeron a temperatura ambiente. Las muestras Load-P y Load-PHT se prepararon colocando los pasadores recubiertos con HA y 30 ml de solución madre que contenía 20 mg/ml de tobramicina en un tubo de acero inoxidable a una presión aplicada de 6 bar. La alta temperatura de 90 °C que prevalecía durante la carga de Load-PHT se aseguró precalentando el tubo de acero a 90 °C antes del procedimiento de carga. Las muestras cargadas de todas las series se colocaron para secar en un horno a 37 °C durante 24 horas.

Para los estudios de liberación, las muestras secas se colocaron en tubos de ensayo de fondo redondo que contenían 5 ml de PBS a 37 °C. La cantidad de tobramicina liberada de las muestras se midió en diferentes puntos de tiempo (normalmente a los 5, 15, 30 y 60 minutos, así como a las 4 h, 2, 5 y 8 días) para evaluar las propiedades de liberación lenta inicial y prolongada. Una vez completado el primer punto de tiempo de liberación, el pasador se transfirió al siguiente tubo de ensayo que contenía 5 ml de PBS fresco a 37 °C. Esta prueba de liberación acumulativa se llevó a cabo hasta que no se pudo medir la tobramicina.

La durabilidad de los recubrimientos de HA se investigó con SEM después de la carga del fármaco y también después de la liberación del fármaco. Después del último punto de tiempo medido para la liberación en PBS, los recubrimientos de HA se disolvieron reduciendo el pH del PBS a 2 mediante la adición de ácido clorhídrico para medir la cantidad de fármaco restante presente en el recubrimiento.

La profundidad de penetración de los antibióticos en los diferentes tipos de muestras de HA-B se evaluó mediante espectroscopía de emisión óptica de descarga luminiscente (GDOES, GDA750-HP Spectruma Analytik GmbH, Alemania). Los perfiles cuantitativos de los elementos característicos de tobramicina, nitrógeno (N) y carbono (C) se obtuvieron midiendo la composición química de las muestras de HA-B cargadas con el fármaco desde las superficies de la muestra hacia el sustrato.

Se usó cromatografía líquida de alta resolución (HPLC) para cuantificar el contenido de fármaco liberado, así como la cinética de liberación. Las mediciones se realizaron y modificaron según la Farmacopea británica "HPLC Detection of Gentamicin Sulphate" Volumen I 695-697 (1999) y Fabre H. et al., "Determination of Aminoglycosides in Pharmaceutical Formulations - High-Performance Liquid Chromotography" J Pharmaceut Biomed 17 1711-1718 (1989) que utiliza la derivación previa a la columna del antibiótico aminoglucósido. Se produjo un reactivo de derivación de 100 ml disolviendo 2,47 g de ácido bórico R (Carl Roth GmbH) en 75 ml de agua, seguido de un ajuste del pH a 10,4 utilizando hidróxido de potasio (450 g/l, Sigma-Aldrich). Esta mezcla se diluyó con agua hasta 100 ml. Se disolvió 1 g de orto-ftalaldehído R (Sigma-Aldrich) en 5 ml de metanol. Esta solución se mezcló con 95 ml de solución de ácido bórico y 2 ml de ácido mercaptoacético de Merck KGaA (Darmstadt, Alemania). Este reactivo de derivación se ajustó a pH 10,4 añadiendo hidróxido de potasio (450 g/l) y se almacenó durante un máximo de 7 días, protegido de la luz a 2-8 °C.

La derivación previa a la columna se realizó mezclando 1 ml de solución de muestra que contenía tobramicina con 1,1 ml de metanol y 0,4 ml de reactivo de derivación. Esta solución se mezcló en un agitador magnético a 1400 rpm durante 10 minutos. Se inyectó un volumen de 100 pl.

La fase móvil consistió en 5,5 g de heptanosulfonato de sodio (Sigma-Aldrich) disueltos en una mezcla de 50 ml de ácido acético glacial, 700 ml de metanol y 250 ml de agua destilada dos veces. Se aplicó a un caudal de 1,0 ml/min y una longitud de onda de 330 nm utilizando una columna Hypersil ODS (3 pm 100 x 4,6 mm; VDS Optilab Chromatographie Technik GmbH, Montabaur, Alemania) como fase estacionaria a temperatura ambiente, una bomba de alta precisión (sistema de administración multisolvente Waters 600E), un detector de muestras automático (Waters Inline Degasser AF y un detector de muestras automático Waters 717 plus), y un detector UV Waters (detector de matriz de fotodiodos Waters 996). El análisis de los datos se realizó con el software Waters Empower 1154.

La Figura 2 ilustra el espectro de DRX del recubrimiento de TiO² sobre un sustrato de acero inoxidable. Como se muestra, la microestructura de los recubrimientos de TO² está dominada por la fase anatasa con pequeñas cantidades de rutilo presentes en la estructura.

Como se visualiza por las imágenes de SEM en las Figuras 3a y 3b, el proceso de deposición de HA tuvo un fuerte impacto en la morfología del recubrimiento de HA. La inmersión de los pasadores recubiertos con TO ² en PBS dio como resultado la precipitación de un recubrimiento de HA-B nanoporoso y continuo con cristales de HA similares a agujas, Figura 3a, mientras que la HA-P depositada en plasma tenía una morfología bastante aproximada, que consistía en gotitas y variaciones en cobertura del sustrato, Figura 3b. Los mapas topográficos de superficie, Figuras 3c y 3d, confirman la superficie mucho más rugosa del recubrimiento de HA depositada en plasma que se ve en las imágenes de SEM. La rugosidad de la superficie de los recubrimientos se caracterizó por una rugosidad de perfil, Ra, de aproximadamente 2,5-3 pm y aproximadamente 0,5-1,0 pm para los recubrimientos de HA-P y HA-B, respectivamente. Las mediciones de DRX de las placas recubiertas con HA-B confirmaron que el recubrimiento realmente consistía en HA cristalina, ver Figura 4. La Figura 4 muestra los espectros de DRX de las placas de acero inoxidable recubiertas con TO ² y TO ² almacenadas en PBS. Los picos de difracción de HA cristalina se indican en la Figura.

Las imágenes de SEM de las secciones transversales del recubrimiento se muestran en la Figura 5 (a)-5 (d). El recubrimiento de HA-B, Figura 5 (a) y 5 (b), muestra una estructura densa y nanoporosa cerca de la interfaz de TO ² y un mayor grado de porosidad con una topografía en forma de escamas cerca de la superficie exterior. El espesor de los recubrimientos depositados de HA-B varió entre aproximadamente 4 y 8 pm. Se observa un mayor espesor de recubrimiento en los valles de rosca de los pasadores y en la parte superior de rosca para los recubrimientos de HA-B. En comparación, los recubrimientos de HA-P tienen un espesor promedio de entre ~20 y 40 pm. Las grietas y los microporos se pueden observar en las imágenes de SEM de la sección transversal de estas muestras, Figuras 5 (c) y 5 (d).

Después del último punto de tiempo medido para la liberación de tobramicina en PBS para todos los recubrimientos en estudio, no se detectó ningún fármaco en el recubrimiento como se confirmó mediante análisis de HPLC en la solución que contenía los recubrimientos disueltos a pH 2. Así, los datos de liberación presentados en las Figuras 6 y 7 cubren la liberación completa de la cantidad total de medicamento cargado en los recubrimientos.

Durante todo el período de liberación, la cantidad de tobramicina liberada de todos los tipos de muestras estuvo por encima de la ClM para Staphylococcus aureus D'Arrigo M. et al., "Synergism and Postantibiotic Effect of Tobramycin and Melaleuca Alternifolia (teatree) Oil Against Staphylococcus Aureus and Escherichia coli"17 317-322 (2010). Se liberó una cantidad no acumulativa de tobramicina en PBS a 37 °C a partir de pasadores recubiertos con HA-P y HA-B. La Figura 6 (a) muestra la liberación de tobramicina en PBS de las muestras de Load-RT después de cargarse en una solución que contiene 40 mg/ml de los antibióticos durante los tiempos de carga mostrados. La cantidad total de fármaco liberado no muestra una clara dependencia del tiempo de carga del fármaco. Se observa una liberación inicial rápida y aguda para ambos tipos de recubrimientos de HA durante los primeros 5 minutos de liberación. Esta liberación aguda da como resultado una liberación completa del contenido de antibiótico de las muestras de HA-P después de solo 15 minutos, mientras que se observa una liberación continua y constante de tobramicina de los recubrimientos de HA-B durante 2 días.

El impacto de diferentes concentraciones de carga de fármaco en la cinética de liberación se presenta en la Figura 6 (b), que muestra la serie Load-C después de cargarse durante cinco minutos en soluciones con las concentraciones de antibióticos mostradas. Las barras de error indican la desviación típica de tres medidas. También se muestra el promedio total de tobramicina liberada de cada tipo de recubrimiento. Al igual que para las muestras de Load-RT (de las cuales las muestras de tiempo de carga de 5 minutos son idénticas a las muestras de Load-C de una concentración de 40 mg/ml), las muestras de Load-C mostraron una liberación aguda inicial, seguida de una liberación continua durante 2 días para las muestras de HA-B y que resulta en la elución del contenido de antibiótico de las muestras de HA-P después de solo 15 minutos.

La cantidad liberada durante los primeros 15 minutos aumenta linealmente al aumentar la concentración de carga de fármaco tanto para los recubrimientos de HA-B como de HA-P. No se observa una clara correlación entre la concentración de antibiótico utilizada durante la carga y la cantidad liberada después de la liberación aguda inicial durante el período de liberación sostenida de las muestras de HA-B. Sobre la base de estos resultados, se utilizaron un tiempo de carga del fármaco de 5 minutos y una concentración de fármaco de 20 mg/ml para la preparación de la Load-P, la Load-HT y la Load-PHT. Para la evaluación de estas muestras, las muestras de Load-C preparadas utilizando la misma concentración de carga de fármaco se utilizaron como referencia y, en lo sucesivo, se denominan Ref-RT.

El efecto de la presión durante la carga del fármaco en el proceso de liberación se muestra en la Figura 7 (a), que muestra la cantidad de tobramicina liberada de las muestras de Load-P con los valores correspondientes de las muestras de Ref-RT. Las Figuras 7 (a)-(c) muestran una cantidad no acumulativa de tobramicina liberada en PBS a 37 °C de los pasadores recubiertos con HA-P y HA-B de las series a) Load-C, b) Load-HT y c) Load-PHT después de cargarse durante 5 minutos en una solución que contiene 20 mg/ml de antibióticos bajo a) una presión de 6 bar, b) a 90 °C y c) a 90 °C y 6 bar. Se incorporan los resultados de las muestras de referencia cargadas durante 5 minutos en soluciones similares a presiones atmosféricas y temperatura ambiente. Las barras de error indican la desviación típica de 3 mediciones. También se muestran las cantidades totales promedio de tobramicina liberada de cada tipo de recubrimiento. La mayor presión durante la carga del fármaco contribuye a un aumento en la cantidad total de fármaco cargado y liberado de ambos tipos de recubrimiento, así como a un período prolongado de liberación sostenida. En lugar de vaciar todo el contenido de antibiótico en solo 15 minutos, los recubrimientos de HA-P de las muestras Load-P tuvieron una liberación sostenida durante 4 horas. De manera similar, el período de liberación de los recubrimientos de HA-B se extendió de 2 días a 5 días.

Las imágenes de SEM de recubrimientos de HA-B (a) HA-P (b) de la serie Load-P después de 5 días de liberación de tobramicina en PBS se muestran en las Figuras 8 (a)-(b). No se pudieron observar indicaciones de disolución o alteración de los recubrimientos de HA-B en la serie de muestras de Load-P después de los estudios de liberación, ver Figura 8 (a). Por otro lado, se encontraron cristales de HA similares a escamas en las superficies de HA-P después de 5 días de liberación en PBS, Figura 8 (b). Las grietas en la estructura de recubrimiento se observan para ambos tipos de recubrimiento y pueden atribuirse al procedimiento de carga o al proceso de secado.

La influencia de la temperatura elevada durante la carga del fármaco se muestra en la Figura 7 (b), que muestra la cantidad de tobramicina liberada de las muestras de Load-HT con los valores correspondientes de las muestras de Ref-RT. La cantidad total de tobramicina incorporada en ambas estructuras de recubrimiento de HA a 90 °C es inferior a los valores correspondientes incorporados a temperatura ambiente. Sin embargo, se podría obtener un mayor tiempo de liberación sostenida de 60 minutos para los pasadores recubiertos con HA-P, mientras que los recubrimientos de HA-B mostraron un aumento en la cantidad liberada de fármaco después de 2 días.

La Figura 7 (c) muestra el impacto combinatorio de la temperatura y presión elevadas, utilizadas para las muestras de Load-PHT, durante la carga del fármaco. Se observa una mejora sustancial en las propiedades de liberación sostenida de los recubrimientos tanto HA-B como HA-P. El período de tiempo de liberación total se incrementa a 2 días y 8 días, respectivamente, para las muestras de HA-P y HA-B en la serie Load-PHT en comparación con solo 15 minutos y 2 días para las muestras de referencia correspondientes. La cantidad total de fármaco incorporado en las muestras de HA-B aumenta ligeramente (~8 %), mientras que la cantidad correspondiente de las muestras de HA-P disminuye (~12 %).

Las Figuras 9 (a) y 9 (b) son imágenes de SEM de recubrimientos de HA-B (a) y HA-P (b) cargados con tobramicina a una presión de 6 bar (Load-P). La incorporación de antibióticos en los recubrimientos de HA no causó ningún cambio morfológico detectable, como se desprende de la comparación con las topografías de recubrimiento en el estado de depósito como se muestra en la Figura 3 (a)-(b).

Imágenes de SEM de recubrimientos de HA-B (a) y HA-P (b) cargados con tobramicina bajo una presión de 6 bar (Load-P). La incorporación de antibióticos en los recubrimientos de HA no causó ningún cambio morfológico detectable, como se desprende de la comparación con las topografías de recubrimiento en el estado de depósito, ver Figura 3.

Las Figuras 10 (a) y (b) presentan los perfiles de profundidad de C y N de muestras cargadas de HA-B cargadas con 20 mg/ml de tobramicina en la serie de carga mostrada obtenida de las mediciones de GDOES. Los perfiles correspondientes de una muestra descargada se incorporan como referencia. Se observa que los parámetros de carga del fármaco influyen fuertemente en la profundidad de penetración del antibiótico en la estructura porosa del recubrimiento de HA-B. Los perfiles de C y N de las muestras Load-RT muestran que la tobramicina está presente cerca de la superficie de la muestra con una concentración máxima a una profundidad de recubrimiento de aproximadamente 1 pm. Una temperatura evaluada de 90 °C durante la carga contribuye a aumentar ligeramente la profundidad de penetración del medicamento, como se desprende del ensanchamiento de los perfiles de C y N para las muestras de Load-HT. La incorporación del fármaco a mayores temperaturas y presiones da como resultado la mayor concentración de N de todas las muestras y una profundidad de penetración del fármaco de aproximadamente 3-4 pm. Por lo tanto, las condiciones bajo las cuales se hacen las muestras de Load-PHT permiten que el fármaco se incorpore en la parte más densa del recubrimiento de HA-B, ver Figura 5 (a).

En resumen, se investigaron las propiedades de carga y liberación de tobramicina de los pasadores de fijación recubiertos con HA biomimética y pulverizada con plasma con respecto a la estructura del recubrimiento de ^hA y los parámetros de carga del fármaco. Los resultados muestran que la porosidad del recubrimiento y las condiciones físicas seleccionadas para la carga, como la temperatura y la presión, son parámetros importantes para la adaptación del perfil de liberación. Se observó una liberación aguda inicial tanto a partir de muestras de HA-B depositadas biomiméticamente como de muestras de HA-P pulverizadas con plasma, Figuras 6 (a)-(b). No se pudo observar ninguna liberación después de esta liberación aguda inicial para las muestras de HA-P cargadas a temperatura ambiente, mientras que se logró un período de liberación sostenido durante 2 días a partir de las muestras de HA-B correspondientes. Puede ser que la estructura nanoporosa de las muestras de HA-B, Figuras 5 (a) y (b), facilitase la carga de fármaco en el interior de dichos recubrimientos, permitiendo así un período de liberación de fármaco más largo, mientras que la estructura más densa de las muestras de HA-P, Figuras 5 (c) y (d), lo más probable es que restrinja la profundidad de penetración del fármaco de estas muestras, lo que hace posible solo la adsorción superficial del fármaco. Esto último está en consonancia con los resultados obtenidos en estudios previos, aunque, a diferencia de lo que se ha observado en estudios anteriores, no se pudo encontrar una correlación clara entre el tiempo de remojo y la capacidad total de carga de fármaco para las muestras cargadas a temperatura ambiente.

Se observó una correlación lineal entre la concentración de carga del fármaco y la cantidad de tobramicina liberada durante el período inicial de liberación aguda de ambos tipos de muestras en estudio, Figura 6 (b). Esta correlación se anticipó ya que se espera que la liberación aguda inicial, según la discusión anterior, provenga de los medicamentos que residen en la capa más externa del recubrimiento, y la cantidad presente en esta capa se correlacione con la concentración en la solución de carga.

No se encontró una correlación clara entre la concentración de antibiótico utilizada durante la carga y la cantidad liberada durante el período de liberación sostenida de las muestras de HA-B. La falta de correlación puede atribuirse a la suposición de que en la estructura del poro estaba presente una cantidad restringida de concentración de tobramicina. Como se describe por Stigter M. et al., "Incorporation of Tobramycin into Biomimetic Hydroxyapatite Coating on Titanium" 234143-4153 (2002), la estructura molecular de la tobramicina determina la interacción con HA y puede, por tanto, limitar la incorporación del fármaco en la estructura hasta un valor máximo, como se indica para concentraciones superiores a 20 mg/ml, Figura 6 (b).

Se demostró además que la estructura nanoporosa de los recubrimientos de HA-B desempeña un papel importante para influir en la capacidad de carga y el perfil de liberación sostenida. La presión elevada bajo la carga de fármaco contribuyó a un período de liberación sostenida significativamente prolongado, así como a una mayor cantidad de fármaco total incorporado para las muestras de Load-P y Load-PHT de HA-B, las Figuras 7 (a) y (c), probablemente debido a la penetración de tobramicina en regiones profundas de la estructura del recubrimiento. Dicha penetración podría ser confirmada por el perfil de profundidad de C y N de los recubrimientos, ver Figuras 10 (a) y (b). El aumento de la presión durante la carga del fármaco dio como resultado una liberación sostenida también para las muestras de hA-P, Figuras 7 (a) y (c); sin embargo, el período de liberación fue más corto que para las muestras HA-B. La liberación sostenida observada de las muestras de Load-P y Load-PHT de HA-P puede explicarse por la solución de tobramicina que puede penetrar en los microporos presentes en la estructura de recubrimiento, ver Figuras 5 (c) y (d), bajo presión elevada.

Aunque el aumento de la presión contribuyó a aumentar tanto la cantidad liberada durante el período agudo inicial como durante el período de liberación sostenida para los dos tipos de recubrimiento en estudio, Figura 7 (a), las temperaturas elevadas tuvieron un efecto de contrarrestar la liberación aguda inicial, Figura 7 (b).

La viscosidad de la solución de carga que contiene antibiótico disminuye con el aumento de la temperatura y, al mismo tiempo, se espera que aumente el coeficiente de difusión del antibiótico. Por lo tanto, la tobramicina debe poder llegar más lejos en la estructura del recubrimiento durante 5 minutos de carga a 90 °C que durante el mismo período de tiempo a temperatura ambiente. Esto explica fácilmente los resultados en la Figura 7 (b) que muestran que ambos recubrimientos de Load-HT en estudio (HA-B y HA-P) se liberan más durante el último período de liberación detectable que las muestras de Ref-RT correspondientes (puntos de tiempo de 30 y 60 min para HA-P y punto de 2 días para HA-B). El hecho de que la temperatura elevada también provoque una disminución de la cantidad de fármaco adsorbido en las regiones de la superficie del recubrimiento, como demuestra la reducción de la liberación aguda, Figura 7 (b), muestra que la temperatura de 90 °C es lo suficientemente alta como para evitar que algunas de las moléculas del fármaco se unan a sitios en esta región superficial. Una parte del fármaco que tiene dificultad para unirse se difunde hacia el recubrimiento, pero como la cantidad total de fármaco que reside en los recubrimientos de Load-HT es menor que la cantidad correspondiente para las muestras de Ref-RT, se puede concluir que una fracción significativa se está difundiendo de nuevo a la solución de carga.

El perfil de concentración de nitrógeno del recubrimiento de Load-HT de HA-B en la Figura 10 (b) proporciona un apoyo adicional a la distribución de antibióticos descrita anteriormente en los recubrimientos. El supuesto efecto de la temperatura en la distribución del fármaco está respaldado por los perfiles de liberación observados en las muestras de Load-PHT, Figura 7 (c). Aunque la presión y la temperatura elevadas aumentan la profundidad de penetración del fármaco durante la carga, los parámetros se contrarrestan entre sí cuando se trata de la incorporación del fármaco en las regiones superficiales de los recubrimientos. Los recubrimientos de HA-B muestran una liberación sostenida de tobramicina durante hasta 8 días, mientras que la liberación de los recubrimientos de HA-P continúa durante 2 días en lugar de solo 15 minutos (Ref-RT). La inhibición de la unión a la superficie inducida por las temperaturas elevadas da como resultado una menor cantidad total de tobramicina incorporada en las muestras de Load-PHT de HA-P en comparación con las muestras de Ref-RT correspondientes. Para las muestras de HA-B, por otro lado, la estructura de recubrimiento poroso, Figuras 5 (a) y (b), aseguran un predominio del aumento del efecto de la profundidad de penetración sobre el efecto de inhibición de la unión de la superficie que da lugar a un aumento de la cantidad total de fármaco incorporado en las muestras de Load-PHT de HA-B en comparación con las muestras correspondientes de Ref-RT.

El crecimiento del cristal de HA observado en los recubrimientos de HA-P, Figura 8 (b), confirmó la liberación total de tobramicina desde estas superficies y la bioactividad de la propia superficie pulverizada con plasma. Como se ha demostrado anteriormente, la presencia de fármacos en el tampón PBS dificulta la formación y el crecimiento de cristales de HA en superficies bioactivas y, por lo tanto, no se espera la formación de HA con tobramicina eluyendo del recubrimiento de HA-P.

Los hallazgos presentados enfatizan las ventajas de la estructura nanoporosa de la HA depositada biomiméticamente sobre la estructura más densa de los recubrimientos de HA pulverizados con plasma en términos de incorporación de antibióticos y posterior liberación sostenida. La porosidad del recubrimiento de HA, el espesor del recubrimiento y las condiciones de carga del medicamento son parámetros elementales que se pueden utilizar para optimizar y adaptar las capacidades y la capacidad de carga del medicamento.

Se consiguió una incorporación exitosa de tobramicina en los pasadores de fijación pulverizados con plasma y recubiertos biomiméticamente usando un procedimiento de carga por adsorción. Además de la liberación aguda inicial observada desde los recubrimientos de plasma pulverizados mucho más densos, la estructura altamente porosa de los recubrimientos de HA depositados biomiméticamente permitió una liberación sostenida prolongada que dominó el proceso de liberación.

Se obtuvo una liberación de fármaco durante un período de 8 días, caracterizada por una concentración de tobramicina en el medio de liberación por encima del valor de CIM para Staphylococcus aureus, para recubrimientos de HA-B después de cargar el fármaco durante solo 5 minutos a alta temperatura y presión. Se espera que la combinación de una liberación aguda inicial y un largo período de administración sostenida de antibióticos desde una superficie de implante ortopédico sea efectiva tanto para prevenir como para combatir infecciones bacterianas relacionadas con el implante.

Se ha demostrado previamente que es posible la carga de antibióticos durante 15 minutos con una liberación lenta posterior durante 1 día con superficies planas depositadas biomiméticamente. Sin embargo, previamente no se ha mostrado un procedimiento para la carga rápida y la liberación lenta de los implantes quirúrgicos que garantiza tiempos de liberación de más de una semana, como se muestra en la presente divulgación. Se prevé que el corto tiempo de carga de 5 minutos abrirá las posibilidades de desarrollar kits de implantes donde el implante y el fármaco estén separados cuando se entregan a las clínicas. De esta manera, se evitan los problemas asociados con la esterilización de implantes que contienen medicamentos antes del envasado. Además, el concepto de carga lenta/liberación rápida ofrece una opción para añadir rápidamente un antibiótico a un recubrimiento de implante, creando así una solución flexible para el cirujano.

Los resultados muestran que una estrategia de carga dual que consiste en una temperatura de la solución de aproximadamente 90 °C y una presión de aproximadamente 6 bar durante un tiempo de carga de aproximadamente 5 minutos libera una cantidad suficiente de tobramicina para garantizar la inhibición de Staphylococcus aureus durante hasta aproximadamente 2 días para recubrimientos de HA pulverizados con plasma y durante aproximadamente 8 días para recubrimientos biomiméticos.

Se obtuvo una liberación de fármaco de 8 días, caracterizada por una concentración de tobramicina en el medio de liberación por encima del valor de CIM para Staphylococcus aureus, para recubrimientos biomiméticos de HA después de cargar el fármaco durante solo 5 minutos a una temperatura de 90 °C y una presión de 6 bar. En comparación, los recubrimientos pulverizados con plasma exhibieron un tiempo de liberación máximo de solo 2 días. Por lo tanto, se mostraron las ventajas de la estructura nanoporosa de la HA depositada biomiméticamente sobre la estructura más densa de los recubrimientos de HA pulverizados con plasma en términos de incorporación de antibióticos y posterior liberación sostenida y un valioso esquema para el diseño de superficies de implantes con el objetivo de proporcionar una administración local de medicamentos de carga rápida y controlada.

Con referencia a las Figuras 11 (a) y 11 (b) se estudió el impacto del espesor del recubrimiento sobre la cinética de liberación. Los recubrimientos se realizaron a una temperatura del PBS de 60 °C y tienen una morfología diferente a la de los 37 °C. Al utilizar la temperatura de PBS a 60 °C durante la deposición, se modificó el tamaño del cristal y la porosidad del recubrimiento. La Figura 11 (a) ilustra el impacto de unos espesores de recubrimiento de 2 pm y 5 pm y diferentes técnicas de carga en la cinética de liberación. La Figura 11 (b) ilustra el impacto de espesores de recubrimiento de 1 pm y 5 pm y la porosidad de diferentes técnicas de carga en la cinética de liberación. Como se muestra, el recubrimiento de 5 pm de espesor muestra una mayor liberación sostenida en comparación con los recubrimientos de 1 y 2 pm de espesor. El recubrimiento poroso delgado de 1 pm mostró una liberación sostenida de hasta cuatro horas con carga convencional. Con carga optimizada (90 °C y 6 bar), el recubrimiento de 5 pm muestra una mayor liberación después de cuatro horas, dos días y cinco días. El recubrimiento de 1 pm también mostró una liberación sostenida de hasta ocho días con carga optimizada.

En la Figura 12 se muestra un implante que tiene un suministro sostenido de agente terapéutico realizado según el procedimiento de la presente divulgación. Como se ha descrito anteriormente, el implante 20 puede ser un dispositivo seleccionado del grupo de pasadores de fijación, dispositivos ortopédicos, implantes dentales, stents, dispositivos de administración de fármacos, láminas, películas, mallas, implantes de tejidos blandos, electrodos implantables, sensores implantables, bombas de administración de fármacos, barreras tisulares y derivaciones. El implante 20 incluye una base 22 de un metal de aleaciones de Ti y SSt. La base 22 puede ser un material seleccionado del grupo del titanio, aleación de titanio, aleación de níquel-titanio, tántalo, aleación de platino-iridio, oro, magnesio, acero inoxidable, aleación de cromo-cobalto, cerámica, plásticos o polímeros biocompatibles y sus combinaciones.

La base 22 incluye un recubrimiento de superficie 24. El recubrimiento de superficie 24 se puede seleccionar del grupo de TiO², TiO, TiCrO², Ti²O³, TiaOs, SO², MgO², AO ² y CrO². Debe apreciarse que pueden usarse otros materiales para la base y su recubrimiento de superficie. Un recubrimiento de hidroxiapatita 26 está dispuesto sobre el recubrimiento superficial 24 de la base. El recubrimiento de hidroxiapatita 26 puede crecer biométricamente y tiene un espesor de aproximadamente 1 a aproximadamente 10 pm.

El recubrimiento de hidroxiapatita 26 se carga con un agente terapéutico 28. El agente terapéutico 28 se selecciona del grupo de antibióticos, vitaminas, medicamentos de quimioterapia, bifosfonatos, ranelato de estroncio, PTH, medicamentos osteoporóticos, factores de crecimiento o una combinación de los mismos. Como se describe anteriormente, el agente terapéutico 28 se carga en el recubrimiento calentando la base recubierta con hidroxiapatita en una solución de agente terapéutico a una temperatura de aproximadamente 60 °C a aproximadamente 100 °C y aplicando una presión de aproximadamente 4 a aproximadamente 8 bar a la base recubierta con hidroxiapatita y solución para una mejor deposición del agente terapéutico. El agente terapéutico 28 tiene una profundidad de penetración de recubrimiento de hidroxiapatita de aproximadamente 0,5 a aproximadamente 8 pm.

En resumen, la eficacia de los recubrimientos de implantes cargados con antibióticos depende en gran medida del perfil de liberación del fármaco. Si los antibióticos se liberan a niveles por debajo de la concentración mínima de inhibición (CIM), se puede inducir resistencia bacteriana en el sitio de liberación. Un perfil óptimo de liberación de antibióticos locales para implantes ortopédicos debe presentar una alta tasa de liberación inicial durante las primeras horas después del implante, seguido de una liberación sostenida para inhibir la aparición de infección latente y permitir la formación de cápsulas fibrosas protectoras, así como la integración tisular.

Aunque la presente divulgación se ha descrito en relación con realizaciones particulares de la misma, muchas otras variaciones y modificaciones y otros usos serán evidentes para los expertos en la técnica. Por lo tanto, se prefiere que la presente divulgación esté limitada no por la divulgación específica en este documento, sino solamente por las reivindicaciones adjuntas.

Claims (11)

REIVINDICACIONES

1. Un procedimiento para cargar un implante recubierto de hidroxiapatita con un agente terapéutico, que comprende las etapas de:

proporcionar un implante;

aplicar un recubrimiento de hidroxiapatita en una superficie del implante;

poner en contacto el implante recubierto de hidroxiapatita con una solución que incluye el agente terapéutico; calentar el implante y la solución recubiertos con hidroxiapatita a una temperatura de 60 °C a 100 °C; y aplicar presión al implante recubierto con hidroxiapatita y una solución de 2 bar a 10 bar para cargar el implante recubierto con hidroxiapatita con el agente terapéutico para mejorar la administración del agente terapéutico en el sitio del implante.

2. El procedimiento según la reivindicación 1, caracterizado porque el implante es un dispositivo seleccionado del grupo de pasadores de fijación, dispositivos ortopédicos, implantes dentales, stents, dispositivos de administración de fármacos, láminas, películas, mallas, implantes de tejidos blandos, electrodos implantables, sensores implantables, bombas de administración de fármacos, barreras tisulares y derivaciones.

3. El procedimiento según las reivindicaciones 1 o 2, caracterizado porque el implante incluye un recubrimiento de superficie de metal seleccionado del grupo de TiO², TiO, TiCrO², Ti²O³, TiaOs, SO², MgO², AIO² y CrO2.

4. El procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el implante tiene un metal base de aleaciones de Ti y SSt y un recubrimiento de superficie entre un sustrato y el recubrimiento de hidroxiapatita seleccionado del grupo de TiO², TiO, TiCrO², Ti²O³, TiaOs, SiO², MgO², AO ² y CrO².

5. El procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el agente terapéutico se selecciona del grupo de antibióticos, vitaminas, fármacos de quimioterapia, bifosfonatos, ranelato de estroncio, PTH, fármacos osteoporóticos, factores de crecimiento o una combinación de los mismos.

6. El procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el implante es un material seleccionado del grupo de titanio, aleación de titanio, aleación de níquel-titanio, tántalo, aleación de platino-iridio, oro, magnesio, acero inoxidable, aleación de cromo-cobalto, cerámica, plásticos o polímeros biocompatibles y combinaciones de los mismos.

7. El procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el recubrimiento de hidroxiapatita se cultiva biomiméticamente.

8. El procedimiento según la reivindicación 7, caracterizado porque el espesor del recubrimiento de hidroxiapatita biomimético depositado es de aproximadamente 1 pm a aproximadamente 10 pm.

9. El procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el recubrimiento es una hidroxiapatita sustituida con iones.

10. El procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el espesor del recubrimiento de hidroxiapatita depositado es de aproximadamente 1 pm a aproximadamente 10 pm.

11. El procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el agente terapéutico tiene una profundidad de penetración de aproximadamente 0,5 pm a aproximadamente 8 pm.