ES2886950T3 - Polímero bioactivo para regeneración ósea - Google Patents

Polímero bioactivo para regeneración ósea Download PDF

Info

Publication number
ES2886950T3
ES2886950T3 ES16840416T ES16840416T ES2886950T3 ES 2886950 T3 ES2886950 T3 ES 2886950T3 ES 16840416 T ES16840416 T ES 16840416T ES 16840416 T ES16840416 T ES 16840416T ES 2886950 T3 ES2886950 T3 ES 2886950T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
polymer
hydrogel
monomer
bone
poly
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
ES16840416T
Other languages
English (en)
Inventor
Ali Fathi
Fariba Dehghani
Anthony Weiss
Suzanne Mithieux
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Trimph IP Pty Ltd
Original Assignee
Trimph IP Pty Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from AU2015903552A external-priority patent/AU2015903552A0/en
Application filed by Trimph IP Pty Ltd filed Critical Trimph IP Pty Ltd
Application granted granted Critical
Publication of ES2886950T3 publication Critical patent/ES2886950T3/es
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/0012—Galenical forms characterised by the site of application
    • A61K9/0019—Injectable compositions; Intramuscular, intravenous, arterial, subcutaneous administration; Compositions to be administered through the skin in an invasive manner
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/28—Bones
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K31/00—Medicinal preparations containing organic active ingredients
    • A61K31/74—Synthetic polymeric materials
    • A61K31/785—Polymers containing nitrogen
    • A61K31/787—Polymers containing nitrogen containing heterocyclic rings having nitrogen as a ring hetero atom
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K38/00—Medicinal preparations containing peptides
    • A61K38/16—Peptides having more than 20 amino acids; Gastrins; Somatostatins; Melanotropins; Derivatives thereof
    • A61K38/17—Peptides having more than 20 amino acids; Gastrins; Somatostatins; Melanotropins; Derivatives thereof from animals; from humans
    • A61K38/1703—Peptides having more than 20 amino acids; Gastrins; Somatostatins; Melanotropins; Derivatives thereof from animals; from humans from vertebrates
    • A61K38/1709—Peptides having more than 20 amino acids; Gastrins; Somatostatins; Melanotropins; Derivatives thereof from animals; from humans from vertebrates from mammals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K38/00—Medicinal preparations containing peptides
    • A61K38/16—Peptides having more than 20 amino acids; Gastrins; Somatostatins; Melanotropins; Derivatives thereof
    • A61K38/17—Peptides having more than 20 amino acids; Gastrins; Somatostatins; Melanotropins; Derivatives thereof from animals; from humans
    • A61K38/39—Connective tissue peptides, e.g. collagen, elastin, laminin, fibronectin, vitronectin, cold insoluble globulin [CIG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
    • A61K47/30—Macromolecular organic or inorganic compounds, e.g. inorganic polyphosphates
    • A61K47/32—Macromolecular compounds obtained by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds, e.g. carbomers, poly(meth)acrylates, or polyvinyl pyrrolidone
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
    • A61K47/30—Macromolecular organic or inorganic compounds, e.g. inorganic polyphosphates
    • A61K47/42—Proteins; Polypeptides; Degradation products thereof; Derivatives thereof, e.g. albumin, gelatin or zein
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/16—Macromolecular materials obtained by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/22—Polypeptides or derivatives thereof, e.g. degradation products
    • A61L27/227—Other specific proteins or polypeptides not covered by A61L27/222, A61L27/225 or A61L27/24
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/22—Polypeptides or derivatives thereof, e.g. degradation products
    • A61L27/24—Collagen
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/52—Hydrogels or hydrocolloids
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/54—Biologically active materials, e.g. therapeutic substances
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/58—Materials at least partially resorbable by the body
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L33/00—Compositions of homopolymers or copolymers of compounds having one or more unsaturated aliphatic radicals, each having only one carbon-to-carbon double bond, and only one being terminated by only one carboxyl radical, or of salts, anhydrides, esters, amides, imides or nitriles thereof; Compositions of derivatives of such polymers
    • C08L33/04—Homopolymers or copolymers of esters
    • C08L33/14—Homopolymers or copolymers of esters of esters containing halogen, nitrogen, sulfur, or oxygen atoms in addition to the carboxy oxygen
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L33/00—Compositions of homopolymers or copolymers of compounds having one or more unsaturated aliphatic radicals, each having only one carbon-to-carbon double bond, and only one being terminated by only one carboxyl radical, or of salts, anhydrides, esters, amides, imides or nitriles thereof; Compositions of derivatives of such polymers
    • C08L33/24—Homopolymers or copolymers of amides or imides
    • C08L33/26—Homopolymers or copolymers of acrylamide or methacrylamide
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L89/00—Compositions of proteins; Compositions of derivatives thereof
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/28—Bones
    • A61F2002/2817—Bone stimulation by chemical reactions or by osteogenic or biological products for enhancing ossification, e.g. by bone morphogenetic or morphogenic proteins [BMP] or by transforming growth factors [TGF]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/20—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices containing or releasing organic materials
    • A61L2300/252—Polypeptides, proteins, e.g. glycoproteins, lipoproteins, cytokines
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/40—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a specific therapeutic activity or mode of action
    • A61L2300/412—Tissue-regenerating or healing or proliferative agents
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2400/00—Materials characterised by their function or physical properties
    • A61L2400/06—Flowable or injectable implant compositions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08F—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED BY REACTIONS ONLY INVOLVING CARBON-TO-CARBON UNSATURATED BONDS
    • C08F220/00—Copolymers of compounds having one or more unsaturated aliphatic radicals, each having only one carbon-to-carbon double bond, and only one being terminated by only one carboxyl radical or a salt, anhydride ester, amide, imide or nitrile thereof
    • C08F220/02—Monocarboxylic acids having less than ten carbon atoms; Derivatives thereof
    • C08F220/10—Esters
    • C08F220/26—Esters containing oxygen in addition to the carboxy oxygen
    • C08F220/28—Esters containing oxygen in addition to the carboxy oxygen containing no aromatic rings in the alcohol moiety
    • C08F220/282—Esters containing oxygen in addition to the carboxy oxygen containing no aromatic rings in the alcohol moiety and containing two or more oxygen atoms
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08F—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED BY REACTIONS ONLY INVOLVING CARBON-TO-CARBON UNSATURATED BONDS
    • C08F220/00—Copolymers of compounds having one or more unsaturated aliphatic radicals, each having only one carbon-to-carbon double bond, and only one being terminated by only one carboxyl radical or a salt, anhydride ester, amide, imide or nitrile thereof
    • C08F220/02—Monocarboxylic acids having less than ten carbon atoms; Derivatives thereof
    • C08F220/10—Esters
    • C08F220/26—Esters containing oxygen in addition to the carboxy oxygen
    • C08F220/28—Esters containing oxygen in addition to the carboxy oxygen containing no aromatic rings in the alcohol moiety
    • C08F220/285—Esters containing oxygen in addition to the carboxy oxygen containing no aromatic rings in the alcohol moiety and containing a polyether chain in the alcohol moiety
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L2201/00—Properties
    • C08L2201/06—Biodegradable
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L2201/00—Properties
    • C08L2201/54—Aqueous solutions or dispersions
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L2203/00—Applications
    • C08L2203/02—Applications for biomedical use

Abstract

Polímero para formar un hidrogel para su uso en la reparación o restauración de hueso, comprendiendo el polímero: un primer monómero seleccionado de polietilenglicol (PEG), oligo(etilenglicol) (OEG), metacrilato de oligo(etilenglicol) monometiléter (OEGMA), óxido de polietileno (PEO), óxido de polietileno- óxido de co-propileno (PPO), bloque de óxido de co-polietileno o copolímeros aleatorios de los mismos para aglutinar el agua; un segundo monómero seleccionado de metacrilato de hidroxietilo (HEMA), un copolímero de poli(ácido láctico) de metacrilato de hidroxietilo (HEMA-PLA), poli(ácido láctico), poli(caprolactona), poli(glicólido), poli(glicólido-co-lactida) o poli(glicólido-cocaprolactona) para conferir propiedades mecánicas a dicho hidrogel; y un tercer monómero seleccionado de N-hidroxisulfosuccinimida (SNHS), succinimido N-hidroxietoxilado (ENHS), y N-acriloxisuccinimida (NAS) para unirse a un péptido o proteína natural o sintético (NSPP).

Description

DESCRIPCIÓN
Polímero bioactivo para regeneración ósea
REFERENCIAS A APLICACIONES RELACIONADAS
La presente solicitud reivindica prioridad de la solicitud provisional de Patente australiana n° 2015903552 presentada el 1 de septiembre de 2015.
SECTOR TÉCNICO
La presente invención se refiere a un material biocompatible para la regeneración y reparación de tejidos. En particular, la invención se refiere a un polímero bioactivo para la regeneración de tejido óseo. En una realización, el polímero bioactivo es un hidrogel. En otra realización, el hidrogel es termorresistente. En otra realización adicional, los polímeros descritos en este documento se han desarrollado para su administración en forma inyectable. Sin embargo, se apreciará que la invención no se limita a este sector particular de uso.
ANTECEDENTES
La siguiente descripción de la técnica anterior se proporciona para situar la invención en un contexto técnico apropiado y permitir que se comprendan mejor sus ventajas. Debe apreciarse, sin embargo, que cualquier discusión del estado de la técnica a lo largo de la memoria descriptiva no debe considerarse como una admisión expresa o implícita de que dicho estado de la técnica es ampliamente conocido o forma parte del conocimiento general común en el sector, o que este estado de la técnica anterior podría esperarse razonablemente que una persona experta en la materia pudiera determinar, entender y considerar como relevante.
Es conocido que el cuerpo puede reparar eficazmente fracturas en los huesos. Estos pequeños defectos suelen ser reemplazados por hueso natural, que es incluso más fuerte que el hueso original. Sin embargo, los defectos más grandes generalmente causan problemas adicionales ya que el cuerpo es incapaz de repararlos. Los defectos óseos pueden ocurrir como resultado de anomalías congénitas, traumatismos o enfermedades. El hueso es una forma muy densa y especializada de tejido conectivo, y la matriz ósea está formada por colágeno tipo I y fosfato de calcio en forma de hidroxiapatita. Una capa cortical compacta y densa comprende la región externa de los huesos largos, mientras que el hueso trabecular (hueso esponjoso) llena el interior. Con la excepción de las superficies articuladas, el hueso cortical está rodeado por un tejido conectivo delgado llamado periostio, que consiste principalmente en una capa fibrosa rica en colágeno y células osteoprogenitoras.
Las lesiones musculoesqueléticas se encuentran entre las lesiones laborales más comunes en Australia e imponen una carga económica de aproximadamente mil millones de dólares al año en la economía australiana, con un 70 % estimado del gasto en servicios de hospitalización prolongada. Este período de recuperación puede exceder las 12 a 16 semanas debido a la lenta tasa de curación ósea, y los defectos más grandes pueden tardar aún más en repararse.
En otro ejemplo, hay cerca de 12.000 cirugías cardíacas abiertas en Australia por año, a menudo con la necesaria fractura de costilla o esternón. En casi el 30 % de las fracturas completas mínimamente desplazadas, se requiere una reducción cerrada o abierta, lo que retrasa gravemente el proceso de curación natural del hueso y, por lo tanto, retrasa la recuperación completa. Existe la necesidad de acelerar la velocidad de curación ósea para reducir los costes de hospitalización auxiliares y asociados de las lesiones relacionadas con el trabajo y las que surgen de cirugías como la cirugía cardíaca abierta.
En otro ejemplo adicional, solo en los EE. UU hay más de 8 millones de trasplantes dentales cada año, y la tasa de fracaso es de casi el 30 %. Esta alta tasa de fracaso se debe principalmente a la falta de estabilidad primaria en los implantes y también a la infección bacteriana después de la cirugía. En el pasado, el enfoque principal para abordar el problema de la estabilidad primaria se ha centrado en la aplicación de cementos óseos. Sin embargo, las reacciones de fraguado incontrolables y prolongadas y la necrosis de las células óseas en los sitios de implantación son un problema. Estos efectos provocan una baja tasa de osteoeintegración alrededor de los implantes, a la dislocación del segmento metálico y, en última instancia, al fallo del implante dental. Si bien existe la necesidad de mejoras en la osteoeintegración, también existe la necesidad de biomateriales que tengan propiedades adhesivas y que puedan promover la regeneración del hueso alrededor del implante dental. Además, el crecimiento de tejido blando en la superficie exterior del implante dental también es crucial para evitar la infección bacteriana en las capas internas del implante dental, y se ha descubierto que los rellenos dentales de la técnica anterior tienen poco o ningún efecto biológico sobre el crecimiento de tejido blando.
En los casos en que el daño al hueso es demasiado severo para permitir que se produzca la curación natural, una opción es emplear un injerto óseo para estimular la regeneración. Otras opciones son utilizar armazones 3D que promueven la migración, proliferación y diferenciación de células óseas y endoteliales. Estos armazones son cada vez más importantes no solo en la cirugía ortopédica sino también en la maxilofacial. Un material de reemplazo óseo ideal debe ser maleable, moldeable o polimerizable in situ para asegurar un buen ajuste en el área del defecto. También debe apoyar la adhesión y el crecimiento celular, mantener la diferenciación celular, proporcionar una matriz porosa a través de la cual los nutrientes y los desechos pueden difundirse fácilmente, degradarse de manera controlada en subproductos biocompatibles que el cuerpo puede metabolizar o excretar a través de mecanismos fisiológicos normales, apoyar los huesos formación y vascularización, muestran una reacción fibrótica mínima y sirven como biomaterial temporal para la remodelación ósea. También es crucial que estos materiales tengan propiedades mecánicas similares al hueso nativo, por ejemplo, el hueso trabecular humano típicamente tiene una resistencia a la compresión de 5 MPa y un módulo de 50 MPa. El material debe mantener sus propiedades mecánicas a medida que se degrada hasta que el tejido recién regenerado pueda soportar adecuadamente la carga. Si falla mecánicamente, el material puede provocar la falla del brazo o la pierna del paciente. Por otro lado, si es demasiado fuerte, puede causar una protección contra el estrés del hueso natural restante y provocar la erosión del hueso. Además, la superficie del polímero implantado quedará inmediatamente expuesta a un entorno fisiológico. In vivo, las proteínas cubrirán rápidamente la superficie del material y tenderán a desnaturalizar la superficie. En la actualidad, existen muy pocas, o ninguna, estrategias exitosas disponibles para la regeneración del tejido óseo, que cumplan con algunos o todos estos requisitos.
Durante el último siglo, se han investigado varios materiales con el fin de estimular el crecimiento óseo y como armazones. Por ejemplo, en la década de 1880 se utilizó sulfato de calcio (yeso de París). Sin embargo, el sulfato de calcio muestra una bioactividad relativamente baja y una tasa de degradación relativamente alta (Tay, et al., Orthop. Clin. North Am., 1999, 30:615-23). En la década de 1950 se utilizó hidroxiapatita, pero adolece de una tasa de degradación relativamente baja y propiedades mecánicas deficientes (Wiltfang J., et al. J. Biomed. Mater. Res., 2002;63:115-21). En la década de 1970 se desarrolló Bioglass®. Sin embargo, este material es relativamente difícil de manipular debido a su fragilidad inherente y tiene una resistencia a la flexión relativamente baja (Cordioli G., Clin. Oral Implants Res., 2001, 13:655-65). En la década de 1990, la cerámica de silicato de calcio comenzó a usarse para estimular el crecimiento óseo. Se consideran materiales bioactivos potenciales ya que sus productos de degradación no provocan una reacción inflamatoria. Sin embargo, existen inconvenientes con estos materiales que comprometen sus propiedades físicas y biológicas, que incluyen:
a) incapacidad para combinar las propiedades mecánicas requeridas con la porosidad abierta;
b) escasa resistencia mecánica que los hace inadecuados para aplicaciones de carga; y
c) mala inestabilidad química (alta tasa de degradación) que provoca una condición altamente alcalina en el ambiente circundante que es perjudicial para la viabilidad celular y limita sus aplicaciones biológicas a largo plazo.
Aunque se ha descubierto que otras cerámicas más recientes como HAp, Bioverit®, Ceraverit® y otros silicatos de calcio se adhieren al hueso vivo y cumplen con amplias aplicaciones clínicas, es decir, buena bioactividad, no se pueden utilizar en áreas muy cargadas, tales como como el hueso cortical que se encuentra, por ejemplo, en las piernas, debido a la relativa fragilidad de estos materiales. Sin embargo, su alta resistencia a la compresión justifica su uso en el tratamiento de fracturas de calcáneo, aumento de fracturas osteoporóticas y para determinadas lesiones de columna. A pesar de algunos resultados prometedores en el uso de estos rellenos para tratar lesiones ortopédicas, sus aplicaciones adolecen de importantes limitaciones técnicas, que pueden conducir a períodos de recuperación prolongados. Estos problemas incluyen:
(1) necrosis en el sitio de llenado y fuga a los tejidos circundantes debido a la reacción de curado incontrolable (aumento de la temperatura en el borde del tejido hasta 80 °C) y prolongada (finalización después de 24 horas después de la cirugía); y
(2) su biorresorción incompleta (incluso después de 12 meses después de la cirugía) que provoca complicaciones clínicas a largo plazo. Por tanto, estos materiales poseen una buena bioactividad, pero carecen de biodegradabilidad completa después de la implantación y su resistencia mecánica se ve comprometida; son demasiado frágiles y se fracturan con frecuencia. Por al menos estas razones, tales materiales encuentran típicamente su uso limitado a recubrimientos sobre implantes metálicos.
Los armazones sintéticos, como los hidrogeles, ofrecen un mejor control de la arquitectura de la matriz y la composición química. Sin embargo, se aplican varias limitaciones al uso de hidrogeles que consisten en moléculas sintéticas. Primero, los hidrogeles se forman a partir de polímeros que inicialmente deben reticularse antes de que se pueda formar el hidrogel. La reticulación (“crosslinking”) es una etapa de fabricación adicional que aumenta la probabilidad de contaminación del hidrogel, particularmente con componentes tóxicos, o disminuye de otro modo la probabilidad de biocompatibilidad con el tejido. En segundo lugar, los hidrogeles sintéticos tienen bajas actividades biológicas y, por lo tanto, están limitados en la medida en que pueden proporcionar un sustrato para la interacción con elementos biológicos. En particular, los hidrogeles adolecen típicamente de una falta de propiedades osteoconductoras.
Existe la necesidad de hidrogeles mejorados que modelen eficazmente las características de forma, resistencia y elasticidad del hueso.
Existe la necesidad de hidrogeles sintéticos que puedan formarse sin el uso de reticulación química o reticulación por irradiación UV o similar, y que no dañen el tejido óseo circundante y que también sean aplicables para la regeneración de tejido profundo. Esto se debe a que el uso de UV limita la profundidad a la que los hidrogeles pueden administrarse y posteriormente reticularse.
También existe la necesidad de hidrogeles que se unan a factores de crecimiento, fármacos y similares, y que sean un sustrato útil para el crecimiento de células en ellos, especialmente osteoblastos.
También existe la necesidad de composiciones para la reparación de huesos que sean inyectables a temperatura ambiente y que formen un hidrogel a la temperatura corporal.
Además, existe la necesidad de biomateriales mejorados que sean inyectables y osteogénicos y que actúen como un pegamento elástico adhesivo en el sitio de la incisión y (a) promuevan una rápida tasa de curación del hueso defectuoso y (b) disminuyan el riesgo de desplazamiento del hueso.
Es un objetivo preferente de la presente invención superar o mejorar al menos una de las desventajas de la técnica anterior mencionada anteriormente, o proporcionar una alternativa útil.
Aunque la invención se describirá con referencia a ejemplos específicos, los expertos en la materia apreciarán que la invención puede realizarse de muchas otras formas.
RESUMEN DE LA INVENCIÓN
Según un primer aspecto, la presente invención da a conocer el uso de un polímero para reparar o restaurar el hueso, comprendiendo el polímero:
- un primer monómero seleccionado de polietilenglicol (PEG), oligo(etilenglicol) (OEG), oligo (etilenglicol) monometiléter metacrilato (OEGMA), óxido de polietileno (PEO), óxido de polietileno--óxido de co-propileno (PPO), bloque de óxido de co-polietileno o copolímeros aleatorios del mismo para aglutinar el agua;
- un segundo monómero seleccionado de metacrilato de hidroxietilo (HEMA), un copolímero de poli(ácido láctico) de metacrilato de hidroxietilo (HEMA-PLA), poli(ácido láctico), poli(caprolactona), poli(glicólido), poli(glicólido-co-lactida) o poli(glicólido-cocaprolactona) para conferir propiedades mecánicas a un hidrogel; y
- un tercer monómero seleccionado de N-hidroxisulfosuccinimida (SNHS), succinimido N-hidroxietoxilado (ENHS) y N-acriloxisuccinimida (NAS) para unirse a una proteína o péptido natural o sintético (NSPP).
En determinadas realizaciones, el polímero incluye además:
- un cuarto monómero para impartir características de transición de fase a un hidrogel que permite la inyección a temperatura ambiente y la formación de gel.
Se apreciará que cada uno de los monómeros se selecciona o se adapta para el propósito pretendido. Por ejemplo, el primer monómero se selecciona de manera que se una al agua, o se adapta de manera que se una al agua. El segundo monómero se selecciona o está adaptado para impartir propiedades mecánicas al hidrogel. El tercer monómero se selecciona o está adaptado para unirse a un NSPP. El cuarto monómero se selecciona o se adapta para impartir características de transición de fase al hidrogel.
En una realización, el cuarto monómero tiene una temperatura de solución crítica inferior a aproximadamente 33 °C. Por ejemplo, la LCST puede ser de aproximadamente 33 °C, aproximadamente 32 °C, aproximadamente 31 °C o aproximadamente 30 °C.
Una persona experta en la materia apreciará que la sensibilidad a la temperatura es del cuarto monómero. Sin embargo, la temperatura exacta de la LCST viene dictada por varios factores, incluida la proporción de restos hidrófilos a hidrófobos dentro del polímero final. Por ejemplo, cantidades más altas de un monómero hidrófobo (como un segundo monómero hidrófobo) pueden dar como resultado valores de LCST más bajos. La LCST se elevará en polímeros donde la relación hidrófoba/hidrófila favorece las características hidrófilas.
En una realización, la proporción del primer monómero en el polímero está en un intervalo de aproximadamente 4 a 15 % en moles. Por ejemplo, el primer monómero puede estar presente en una cantidad de: aproximadamente 4, aproximadamente 5, aproximadamente 6, aproximadamente 7, aproximadamente 8, aproximadamente 9, aproximadamente 10, aproximadamente 11, aproximadamente 12, aproximadamente 13, aproximadamente 14 o aproximadamente 15 % en moles.
En una realización, la proporción del segundo monómero en el polímero está en un intervalo de aproximadamente 2 a 15 % en moles. Por ejemplo, el segundo monómero puede estar presente en una cantidad de: aproximadamente 2, aproximadamente 3, aproximadamente 4, aproximadamente 5, aproximadamente 6, aproximadamente 7, aproximadamente 8, aproximadamente 9, aproximadamente 10, aproximadamente 11, aproximadamente 12, aproximadamente 13, aproximadamente 14, o aproximadamente 15 % en moles.
En una realización, la proporción de tercer monómero en el polímero está en un intervalo de aproximadamente 1 a 20 % en moles. Por ejemplo, el tercer monómero puede estar presente en una cantidad de: aproximadamente 1, aproximadamente 2, aproximadamente 3, aproximadamente 4, aproximadamente 5, aproximadamente 6, aproximadamente 7, aproximadamente 8, aproximadamente 9, aproximadamente 10, aproximadamente 11, aproximadamente 12, aproximadamente 13, aproximadamente 14, aproximadamente 15, aproximadamente 16, aproximadamente 17, aproximadamente 18, aproximadamente 19 o aproximadamente 20 % en moles.
En otra realización, la proporción de cuarto monómero en el polímero está en un intervalo de aproximadamente 60 a 90 % en moles. Por e i jemplo, el cuarto monómero puede estar presente en una cantidad de: aproximadamente 60, aproximadamente 61, aproximadamente 62, aproximadamente 63, aproximadamente 64, aproximadamente 65, aproximadamente 66, aproximadamente 67, aproximadamente 68, aproximadamente 69, aproximadamente 70, aproximadamente 71, aproximadamente 72, aproximadamente 73, aproximadamente 74, aproximadamente 75, aproximadamente 76, aproximadamente 77, aproximadamente 78, aproximadamente 79, aproximadamente 80, aproximadamente 81, aproximadamente 82, aproximadamente 83, aproximadamente 84, aproximadamente 85, aproximadamente 86, aproximadamente 87, aproximadamente 88, aproximadamente 89, o aproximadamente 90 % en moles.
Según un segundo aspecto, en la presente se proporciona el uso de una composición para formar un hidrogel para la reparación o restauración del hueso. La composición comprende:
- una proteína o péptido natural o sintético (NSPP); y
- un polímero como se define anteriormente,
en el que la unión del NSPP al tercer monómero reticula el polímero, permitiendo así la formación de un hidrogel cuando la composición se pone en contacto con agua.
El tercer monómero confiere propiedades mecánicas a un hidrogel.
Este tercer monómero permite que el polímero aporte propiedades mecánicas adicionales (como resistencia y elasticidad) al hidrogel.
En realizaciones adicionales, el polímero incluye además:
- un cuarto monómero para impartir características de transición de fase a un hidrogel que permite la inyección a temperatura ambiente y la formación de gel a temperatura corporal.
Según un tercer aspecto, aquí se proporciona el uso de un hidrogel para reparar o restaurar el hueso que comprende:
- agua;
- una proteína o péptido natural o sintético (NSPP); y
- un polímero como se define anteriormente;
en el que la unión del NSPP al tercer monómero reticula el polímero, formando así el hidrogel.
El tercer monómero confiere propiedades mecánicas a un hidrogel.
Como se describió anteriormente, la incorporación de este tercer monómero permite que el polímero aporte propiedades mecánicas adicionales (tales como resistencia y elasticidad) al hidrogel.
En realizaciones adicionales, el polímero incluye además:
- un cuarto monómero para impartir características de transición de fase a un hidrogel que permite la inyección a temperatura ambiente y la formación de gel a temperatura corporal.
Según un cuarto aspecto que no está de acuerdo con la presente invención, se proporciona aquí un polímero para formar un hidrogel, comprendiendo el polímero:
- un primer monómero para aglutinar el agua;
- un segundo monómero para conferir propiedades mecánicas a dicho hidrogel; y
- un tercer monómero para unirse a un péptido o proteína natural o sintético (NSPP),
en el que el polímero se usa para reparar o restaurar el hueso.
Según un quinto aspecto que no está de acuerdo con la presente invención, se proporciona en este documento una composición para formar un hidrogel, que comprende:
- un péptido o proteína natural o sintético (NSPP); y
- un polímero,
donde el polímero incluye:
- un primer monómero para aglutinar el agua; y
- un segundo monómero que se puede unir a dicho NSPP,
donde:
- la unión de dicho NSPP al segundo monómero reticula el polímero, lo que permite la formación de dicho hidrogel cuando la composición se pone en contacto con agua; y
- la composición se utiliza para reparar o restaurar huesos.
Según un sexto aspecto que no está de acuerdo con la presente invención, aquí se proporciona un hidrogel que comprende:
- un péptido o proteína natural o sintético (NSPP); y
- un polímero,
donde el polímero incluye:
- un primer monómero para aglutinar el agua; y
- un segundo monómero que se puede unir a dicho NSPP,
en el que:
- la unión de dicho NSPP al segundo monómero reticula el polímero en presencia de agua; y
- el hidrogel se usa para reparar o restaurar el hueso.
Según un séptimo aspecto que no está de acuerdo con la presente invención, aquí se proporciona un método de tratamiento de un defecto óseo en un mamífero, comprendiendo el procedimiento las etapas de introducir o administrar una cantidad terapéuticamente eficaz de un polímero a dicho punto del defecto óseo para reparar o restaurar dicho hueso, comprendiendo el polímero:
un primer monómero para unir agua;
un segundo monómero para impartir propiedades mecánicas a dicho hidrogel; y
un tercer monómero para unirse a un péptido o proteína natural o sintético (NSPP).
Según un octavo aspecto que no está de acuerdo con la presente invención, aquí se proporciona un método de tratamiento de un defecto óseo en un mamífero, comprendiendo el procedimiento las etapas de introducir o administrar una cantidad terapéuticamente eficaz de la composición que forma un hidrogel al mamífero a dicho sitio de defecto óseo para reparar o restaurar dicho hueso, la composición comprende:
- un péptido o proteína natural o sintético (NSPP); y
- un polímero;
donde el polímero incluye:
- un primer monómero para aglutinar el agua; y
- un segundo monómero que se puede unir a dicho NSPP,
donde la unión de dicho NSPP al segundo monómero reticula el polímero, permitiendo así la formación de dicho hidrogel cuando la composición entra en contacto con agua.
Según un noveno aspecto que no está de acuerdo con la presente invención, aquí se proporciona un método de tratamiento de un defecto óseo en un mamífero, comprendiendo el procedimiento la etapa de introducir o administrar una cantidad terapéuticamente eficaz de un hidrogel al mamífero a dicho punto de defecto óseo para reparar o restaurar dicho hueso, comprendiendo el hidrogel:
- un péptido o proteína natural o sintético (NSPP); y
- un polímero;
donde el polímero incluye:
- un primer monómero para aglutinar el agua; y
- un segundo monómero que se puede unir a dicho NSPP,
en el que la unión de dicho NSPP al segundo monómero retícula el polímero en presencia de agua.
Se apreciará que las etapas de reparar o restaurar el hueso se toman para comprender adicionalmente las etapas de regenerar y/o renovar y/o estabilizar el hueso. También se apreciará que el polímero, la composición o el hidrogel que se describen en el presente documento se consideran medicamentos para el tratamiento de afecciones de degeneración ósea que requieren la reparación, restauración, regeneración o rejuvenecimiento del hueso en una lesión o defecto óseo de interés.
Según un décimo aspecto que no está de acuerdo con la presente invención, aquí se proporciona un kit, que comprende:
- polímero;
donde el polímero incluye:
- un primer monómero para aglutinar el agua; y
- un segundo monómero que se puede unir a una proteína o péptido natural o sintético (NSPP)
El kit según el décimo aspecto comprende opcionalmente además agua en un recipiente separado.
Según un undécimo aspecto, aquí se proporciona un kit, que incluye en recipientes separados:
- un NSPP; y
- un polímero,
donde el polímero incluye:
- un primer monómero seleccionado entre polietilenglicol (PEG), oligo(etilenglicol) (OEG), oligo (etilenglicol) monometiléter metacrilato (OEGMA), óxido de polietileno (PEO), óxido de polietileno-óxido de co-propileno (PPO), bloque de óxido de co-polietileno o copolímeros aleatorios del mismo para aglutinar el agua; y
- un segundo monómero seleccionado de N-hidroxisulfosuccinimida (SNHS), succinimido N-hidroxietoxilado (ENHS), y N-acriloxisuccinimida (NAS) que se puede unir al NSPP,
en el que la unión del NSPP al segundo monómero reticula el polímero, lo que permite la formación de un hidrogel cuando la composición se pone en contacto con agua,
- un tercer monómero seleccionado de metacrilato de hidroxietilo (HEMA), un copolímero de poli(ácido láctico) metacrilato de hidroxietilo (HEMA-PLA), poli(ácido láctico), poli(caprolactona), poli(glicólido), poli(glicólido-co-lactida) o poli(glicólido-cocaprolactona) para impartir propiedades mecánicas a dicho hidrogel, y que comprende además - un cuarto monómero para impartir características de transición de fase a dicho hidrogel para permitir la inyección a temperatura ambiente y la formación de gel a temperatura corporal; y
el kit comprende además instrucciones para su uso en la reparación o regeneración de defectos óseos.
El tercer monómero permite que el polímero aporte propiedades mecánicas adicionales (tales como resistencia y elasticidad) al hidrogel.
Preferentemente, el kit incluye instrucciones para la administración secuencial o simultánea de sus componentes. Según un duodécimo aspecto que no está de acuerdo con la presente invención, se proporciona en este documento un procedimiento de cirugía que comprende las etapas de administrar al sitio de un defecto óseo un polímero, composición o hidrogel como se describe en este documento para el tratamiento de una afección de degeneración ósea.
La presente invención proporciona los kits del décimo o undécimo aspecto cuando se usa para tratar un defecto óseo en un mamífero.
Definiciones
Al describir y reivindicar la presente invención, se utilizará la siguiente terminología de acuerdo con las definiciones que se exponen a continuación. También debe entenderse que la terminología utilizada en este documento tiene el propósito de describir realizaciones particulares de la invención únicamente y no pretende ser limitante. A menos que se defina de otro modo, todos los términos técnicos y científicos usados en este documento tienen el mismo significado que el que entiende comúnmente un experto en la materia a la que pertenece la invención.
A menos que el contexto requiera claramente lo contrario, a lo largo de la descripción y las reivindicaciones, las palabras "comprende", "que comprende" y similares deben interpretarse en un sentido inclusivo en oposición a un sentido exclusivo o exhaustivo; es decir, en el sentido de "incluir, pero no limitarse a".
Como se usa en este documento, una redacción que define los límites de un rango o longitud como, por ejemplo, "de 1 a 5" significa cualquier número entero de 1 a 5, es decir, 1, 2, 3, 4 y 5. En otras palabras, cualquier rango definido por dos números enteros explícitamente mencionados comprende y divulga cualquier número entero que defina dichos límites y cualquier número entero comprendido en dicho rango.
Los términos "preferente" y "preferentemente" se refieren a realizaciones de la invención que pueden proporcionar ciertos beneficios, bajo ciertas circunstancias. Sin embargo, también se pueden preferir otras realizaciones, en las mismas circunstancias o en otras. Además, la enumeración de una o más realizaciones preferentes no implica que otras realizaciones no sean útiles y no pretende excluir otras realizaciones del alcance de la invención.
Como se usa en el presente documento, un "implante" se refiere a un artículo o dispositivo que se coloca total o parcialmente en un animal, por ejemplo mediante un procedimiento quirúrgico. El animal puede ser un ser humano, un caballo, una vaca, un cerdo, una oveja, etc.
Como se usa en este documento, el término "péptido o proteína natural o sintético" (o NSPP) se refiere a proteínas o péptidos que están presentes de forma natural en la parte extracelular del tejido animal que proporciona soporte estructural a las células animales (además de realizar varias otras funciones importantes). El término también se refiere a proteínas o péptidos preparados sintéticamente que tienen una función análoga a las proteínas y péptidos de origen natural. A modo de ejemplo, las proteínas y péptidos que ocurren naturalmente son los que se encuentran comúnmente en la matriz extracelular (o ECM), que es la característica definitoria del tejido conectivo en animales. Las proteínas de origen natural que se encuentran comúnmente en la ECM incluyen colágeno, fibrina, fibronectina y laminina (y sus isoformas). Los NSPP preferentes son: colágeno, proteínas naturales morfogénicas óseas y proteínas sintéticas morfogénicas óseas y péptidos sintéticos. No se incluyen los NSPP contemplados en la presente invención: a-elastina, p-elastina, elastina de origen animal o tropoelastina en cualquier forma.
Aparte de los ejemplos operativos, o cuando se indique lo contrario, todos los números que expresan cantidades de ingredientes o condiciones de reacción usados en la presente deben entenderse como modificados en todos los casos por el término "aproximadamente". Los ejemplos no pretenden limitar el alcance de la invención. En lo que sigue, o donde se indique lo contrario, " %" significará " % en peso", "relación" significará "relación en peso" y "partes" significará "partes en peso".
A pesar de que los rangos numéricos y los parámetros que establecen el amplio alcance de la invención son aproximaciones, los valores numéricos establecidos en los ejemplos específicos se informan con la mayor precisión posible. Sin embargo, cualquier valor numérico contiene inherentemente ciertos errores que resultan necesariamente de las desviaciones estándar encontradas en sus respectivas mediciones de prueba.
BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS
Se describirán ahora realizaciones preferentes de la invención, sólo a modo de ejemplo, con referencia a las figuras adjuntas.
Figura 1: Diferentes procedimientos de conjugación de NSPP y PNPHO para la formación de hidrogeles de NSPP-PNPHO.
Figura 2a: Preparación sintética de PNPHO
Figura 2b: Espectro de RMN 1H de PNPHO.
Figura 3: Solubilidad de copolímeros sintetizados a diferentes fracciones molares de HEMA-PLA en solución acuosa a 4 °C para un índice de lactato de 3 (a) y 6 (b). (*, ** y *** representan p<0,05, <0,01 y <0,001, respectivamente). Figura 4: Imagen macroscópica del hidrogel (polímero y NSPP) formado a 37 °C.
Figura 5: Lectura de ALP del cultivo de células de osteoblastos en hidrogeles de PNPHO-NSPP.
Figura 6: Comportamiento de biorresorción de diferentes formulaciones de PNPHO, conjugadas con colágeno. Figura 7: Datos de citocompatibilidad de colágeno-PNPHO.
Figura 8: El análisis elemental de superficie de hidrogeles de PNPHO-NSPP 14 días después del cultivo de células osteoblásticas.
Figura 9: Inyección de hidrogel inyectable de PNPHO-NSPP a un sello (c) de una zona de fractura aguda (a y b) y adhesión del hidrogel inyectable a la zona de fractura (d).
Figura 10: Formación de osteotomía y llenado del espacio con un hidrogel sensible a la temperatura de polímero PLA/HEMA(longitud LA)/OEGMA/NAS/NIPAAm que está unido a timosina p-4 conjugada, para promover la regeneración de la formación ósea.
Figura 11: TC de sitios de osteotomía tratados con PNPHO-timosina en diferentes puntos de tiempo.
Figura 12: La formación de hueso en el sitio de la osteotomía 4 semanas después de la cirugía y un claro engrosamiento del hueso en la región diafisaria tibial en las muestras tratadas con PNPHO-timosina en un sitio de osteotomía.
Figura 13: Comportamiento de regeneración ósea natural en un grupo de control después de 4 semanas.
DESCRIPCIÓN DE LAS REALIZACIONES
La presente invención se describirá ahora con más detalle con referencia a los ejemplos y dibujos adjuntos. Sin embargo, debe entenderse que la siguiente descripción es solo ilustrativa y no debe tomarse de ninguna manera como una restricción de la generalidad de la invención descrita anteriormente.
Ahora se hará referencia en detalle a determinadas realizaciones de la invención. Si bien la invención se describirá junto con las realizaciones, se entenderá que la intención no es limitar la invención a esas realizaciones. Por el contrario, la invención está destinada a cubrir todas las alternativas, modificaciones y equivalentes, que pueden incluirse dentro del alcance de la presente invención tal como se define en las reivindicaciones.
Un experto en la materia reconocerá muchos procedimientos y materiales similares o equivalentes a los descritos en este documento, que podrían usarse en la práctica de la presente invención. La presente invención no se limita en modo alguno a los procedimientos y materiales descritos.
Se entenderá que la invención descrita y definida en esta memoria descriptiva se extiende a todas las combinaciones alternativas de dos o más de las características individuales mencionadas o evidentes a partir del texto o los dibujos. Todas estas diferentes combinaciones constituyen varios aspectos alternativos de la invención. En el presente documento se describe el uso de un polímero adaptado para la reparación ósea. El polímero es preferentemente un hidrogel y preferentemente es inyectable. Además, el polímero es preferentemente termoestable en el sentido de que es termoendurecible a temperaturas corporales mediante una reacción de reticulación benigna que no daña el tejido circundante. Preferentemente, el polímero proporciona un armazón 3D que promueve la migración, proliferación y diferenciación de células óseas y endoteliales. Preferentemente, el polímero promueve una rápida tasa de curación del hueso defectuoso mediante el soporte del crecimiento de osteoblastos dentro de su estructura, es osteogénico y disminuye el riesgo de desplazamiento óseo. Preferentemente, el polímero es mecánicamente fuerte y elástico. Preferentemente, el polímero proporciona una matriz porosa a través de la cual los nutrientes y los desechos pueden difundirse fácilmente. Preferentemente, el polímero se degrada de forma controlada en subproductos biocompatibles que el cuerpo puede metabolizar o excretar mediante mecanismos fisiológicos normales, apoya la formación y vascularización ósea, muestra una reacción fibrótica mínima y sirve como biomaterial temporal para la remodelación ósea. Preferentemente, el polímero tiene propiedades mecánicas similares al hueso nativo y mantiene sus propiedades mecánicas a medida que se degrada hasta que el tejido recién regenerado puede soportar adecuadamente la carga. La presente invención proporciona el uso de un polímero elástico en la reparación de huesos, que es un avance sobre la técnica anterior que utiliza materiales rígidos.
El potencial completo de los hidrogeles inyectables celulares para la regeneración ósea aún no se ha explorado adecuadamente debido a su baja resistencia mecánica intrínseca y la falta de propiedades osteoconductoras. La presente invención detalla el uso de (co)polímeros (hidrogeles) específicos que son termorresponsables e inyectables con propiedades fisicoquímicas ajustables para la regeneración ósea. Este copolímero discutido en el presente documento puede unirse covalentemente con una variedad de diferentes proteínas o péptidos naturales o sintéticos (NSPP). Estos NSPP se pueden seleccionar del grupo que consiste en: colágeno, proteínas naturales morfogénicas óseas y proteínas sintéticas morfogénicas óseas, y péptidos naturales o sintéticos. La presente invención contempla combinaciones de proteínas y péptidos naturales y sintéticos. Ejemplos de péptidos naturales son: péptidos monómeros de colágeno y fibrina. Ejemplos de péptidos sintéticos son: diferentes péptidos de morfógeno óseo sintético y Arg-Gly-Asp-Ser (RGDS). Las soluciones precursoras de polímero-NSPP son inyectables y exhiben alta resistencia a la compresión, propiedades adhesivas a los tejidos y propiedades osteoconductoras. Estas propiedades permiten su potencial para aplicaciones de regeneración ósea y pueden usarse como material adhesivo en cirugías no invasivas. En particular, los polímeros descritos en este documento se pueden usar como una primera estrategia de tratamiento para llenar un espacio óseo y mantener las fracturas óseas intactas y en su lugar para prevenir finalmente la necesidad de cirugías abiertas.
Un producto final preferente es un copolímero (PNPHO-NSPP) que puede disolverse en tampón isotónico (PBS) biológicamente compatible e inyectarse directamente en el lugar de la fractura ósea. Este biomaterial trae cambios significativos en la cirugía ortopédica como tratamiento no invasivo:
(i) adherirse a la superficie del hueso para mantener el hueso alineado en fracturas conminutas; y
(ii) para llenar el espacio en el sitio de la fractura para promover la formación de hueso.
Los presentes inventores han descubierto que el polímero de hidrogel descrito en el presente documento es sorprendentemente útil para la reparación de huesos. Una persona experta comprenderá que el cartílago es muy diferente al hueso en términos de estructura y composición de la matriz, y los procedimientos de la técnica que son adecuados para tratar o reparar uno, no son adecuados para el otro. Las consideraciones clave en el diseño del polímero han sido garantizar que:
(i) todos los componentes del hidrogel pueden suministrarse desde fuentes externas y sin depender de la maquinaria celular o tisular;
(ii) los componentes, en particular el (los) NSPP (s) están unidos de modo que no se disocian in vivo;
(iii) no se requiere reticulación química y UV;
(iv) el hidrogel es inyectable a temperatura ambiente; y
(v) el hidrogel es un sustrato compatible para las células óseas y el tejido óseo.
Preferentemente, el polímero comprende un monómero que tiene un grupo funcional para unirse a un NSPP en un polímero sintético, lo que permite que el NSPP reticule el polímero para la formación de armazones de hidrogel que se pueden usar para la ingeniería de tejidos y, en particular, en la reparación ósea y regeneración. Los hidrogeles preferentes se forman combinando un NSPP (por ejemplo, colágeno) con un polímero hidrófilo que es capaz de unirse al NSPP. Por lo tanto, los hidrogeles preferentes pueden formarse sin el uso de ningún agente adicional (por ejemplo, iniciadores de reticulación) o condiciones especiales (por ejemplo, irradiación de los polímeros con radiación UV y/o IR) para efectuar la reticulación de los polímeros, mientras que todavía proporcionan un armazón que se puede utilizar para encapsular células y otros componentes NSPP para ayudar en la reparación y regeneración ósea, tras la administración del hidrogel en el sitio deseado. Los hidrogeles preferentes también tienen la ventaja añadida de ser fácilmente administrables (por ejemplo, mediante inyección) directamente en el sitio deseado, debido a sus propiedades de transición de fase.
Las propiedades ventajosas de los hidrogeles preferentes se pueden atribuir a la combinación de un NSPP y los componentes particulares del polímero. En particular, los polímeros preferentes usados con la invención poseen la capacidad de unión al agua y la capacidad de reticulación requeridas (que también se puede denominar capacidad de conjugación), de modo que pueden unirse a los NSPP y formar hidrogeles que contienen los NSPP, además de que tiene, en algunas realizaciones, componentes particulares que contribuyen a las propiedades de resistencia, forma, elasticidad y transferencia de fase del hidrogel, una vez formado. El NSPP, además de proporcionar un entorno que imita, hasta cierto punto, el entorno natural del tejido óseo a reemplazar y/o reparar, también proporciona la resistencia y la forma necesarias a los hidrogeles de la presente invención. Esto es particularmente importante en aplicaciones como la reparación y el reemplazo de huesos, donde los hidrogeles deben resistir las tensiones que comúnmente se ejercen sobre el hueso.
Los polímeros útiles para la presente invención son aquellos que tienen las características deseadas para su uso en hidrogeles destinados a la reparación del tejido óseo, y en particular aquellos hidrogeles destinados a la reparación y/o sustitución de hueso, mediante la combinación de componentes que poseen inherentemente algunas de estas características, o que pueden proporcionar tales características al hidrogel una vez formado. En consecuencia, los polímeros preferentes incluyen, dentro de su estructura, unidades particulares (por ejemplo, monómeros, macromonómeros y similares) que se han elegido en función de su capacidad para transmitir las propiedades deseadas de unión al agua, reticulación, resistencia, resiliencia y transferencia de fase al hidrogeles formados a partir de dichos polímeros. Además, las propiedades de estos polímeros (y por tanto los hidrogeles formados a partir de estos polímeros) se pueden ajustar, en el sentido de que se pueden incorporar selectivamente en los polímeros diferentes monómeros, así como diferentes proporciones de estos monómeros.
Estas propiedades ventajosas de los hidrogeles preferentes se discuten a lo largo de la presente memoria y, en particular, se muestran en los ejemplos, que muestran que los hidrogeles preferentes para usar con la presente invención se pueden preparar de una manera relativamente simple usando un procedimiento relativamente simple combinación con NSPP, y que los hidrogeles así formados poseen las propiedades requeridas de resistencia, elasticidad y forma, que les permite ser utilizados en aplicaciones de ingeniería de tejido óseo.
También se describe en el presente documento la administración del polímero, composición o hidrogel (como se define en el presente documento) a una región del endostio mediante microperforación u sierra oscilante de hueso cortical o en un sitio de osteotomía.
A. Polímeros
El término "polímero", como se usa en este documento, se refiere a una molécula grande (macromolécula) compuesta de unidades estructurales repetidas (monómeros). Estas subunidades suelen estar conectadas por enlaces químicos covalentes. Los polímeros pueden ser polímeros lineales o ramificados. Preferentemente, los polímeros de la presente invención son copolímeros que comprenden tres o más monómeros diferentes.
Por consiguiente, en una realización, los polímeros preferentes usados aquí incluyen un primer monómero que se une al agua, un segundo monómero que es capaz de impartir propiedades mecánicas a un hidrogel y un tercer monómero que tiene un grupo funcional para unirse a un NSPP.
El término "monómero", como se usa en el presente documento, se refiere a una unidad estructural que se puede combinar para formar un polímero, pero que en sí misma también puede ser un polímero, o un derivado de un monómero o polímero. Los monómeros de este último tipo también se denominan en el presente documento "macromonómeros".
En este documento, un "macromonómero" es un polímero u oligómero cuyas moléculas tienen cada una un grupo terminal que actúa como molécula de monómero, de modo que cada molécula de polímero u oligómero contribuye solo con una única unidad de monómero a una cadena del polímero producto.
A1. Monómeros de unión al agua
Como se discutió anteriormente, las propiedades ventajosas de los hidrogeles preferentes usados aquí pueden atribuirse a la combinación de un NSPP y los componentes particulares de los polímeros preferentes. Una propiedad particularmente ventajosa de estos polímeros preferentes es su capacidad de unión al agua. La presencia de agua en los hidrogeles proporciona tanto un entorno que se asemeja al entorno natural del tejido dañado (que ayuda a la regeneración del tejido) como la resistencia a la compresión requerida del hidrogel.
Por consiguiente, los polímeros preferentes usados en este documento deberían incluir monómeros o unidades que sean capaces de unir agua a una capacidad tal que pueda formarse un hidrogel cuando el polímero se ponga en contacto con un NSPP y agua. Además, el hidrogel así formado debería tener la resistencia a la compresión y la elasticidad requeridas. Esto es importante para la reparación y restauración del hueso, porque, como se discutió anteriormente, el hueso suele estar sujeto a tensiones mecánicas importantes.
Una persona experta en la materia comprenderá que los monómeros que se unen al agua deben estar presentes en los polímeros preferentes usados en la presente invención en proporciones que sean suficientes para producir un polímero que cumpla estos requisitos. Generalmente, la proporción de monómeros que se unen al agua en el polímero puede ser: aproximadamente 10:1, aproximadamente 5:1, aproximadamente 4:1, aproximadamente 3:1, aproximadamente 2:1, aproximadamente 1:1, aproximadamente 1:2, aproximadamente 1:3, aproximadamente 1:4, o aproximadamente 1:5 en una relación molar de unión de agua: monómeros de resistencia mecánica. De hecho, los monómeros que se unen al agua necesitan hacer que el polímero no solo sea hidrófilo, sino que también le confieran al polímero capacidades de unión al agua mucho más significativas. En consecuencia, los polímeros preferentes que se utilizarán en la presente invención tendrán capacidades de unión al agua de entre aproximadamente un 70 % y aproximadamente un 500 %, entre aproximadamente un 80 % y aproximadamente un 400 %, entre aproximadamente un 90 % y un 300 % o entre aproximadamente un 100 % y un 200 %. %. Por ejemplo, la capacidad de unión al agua de los polímeros preferentes utilizados en la presente es de aproximadamente el 70 %, aproximadamente el 80 %, aproximadamente el 90 %, aproximadamente el 100 %, aproximadamente el 110 %, aproximadamente el 120 %, aproximadamente el 130 %, aproximadamente el 140 %, aproximadamente el 150 %, aproximadamente 160 %, aproximadamente 170 %, aproximadamente 180 %, aproximadamente 190 %, aproximadamente 200 %, aproximadamente 210 %, aproximadamente 220 %, aproximadamente 230 %, aproximadamente 240 %, aproximadamente 250 %, aproximadamente 260 %, aproximadamente 270 %, aproximadamente 280 %, aproximadamente 290 %, aproximadamente 300 %, aproximadamente 310 %, aproximadamente 320 %, aproximadamente 330 %, aproximadamente 340 %, aproximadamente 350 %, aproximadamente 360 %, aproximadamente 370 %, aproximadamente 380 %, aproximadamente 390 %, aproximadamente 400 % aproximadamente 410 %, aproximadamente 420 %, aproximadamente 430 %, aproximadamente 440 %, aproximadamente 450 %, aproximadamente 460 %, aproximadamente 470 %, aproximadamente 480 %, aproximadamente 490 % o aproximadamente 500 %.
Los ejemplos adecuados de monómeros que se unen al agua incluyen aquellos que se pueden sintetizar en polímeros tales como poliéteres (por ejemplo, poliimidas alcalinas tales como polietilenglicol (p Eg ), oligo(etilenglicol) (OEG), óxido de polietileno (PEO), óxido de polietileno -óxido de co-propileno (PPO), bloque de óxido de copolietileno o copolimeros aleatorios, alcohol polivinílico (PVA), poli(vinilpirrolidona) (PVP), poli(aminoácidos) y dextrano. Los poliéteres, y más particularmente oligo(oxialquilenos) (por ejemplo, OEG), son especialmente preferentes, porque tienen la capacidad de unión de agua requerida, son simples de sintetizar y/o comprar, y son inertes, en el sentido de que provocan una respuesta inmune mínima o nula de los tejidos en los que se colocan. Además, se puede usar cualquiera de una variedad de funcionalidades hidrófilas para hacer que un monómero (y por lo tanto un polímero formado a partir de tal monómero) sea soluble en agua. Por ejemplo, grupos funcionales como fosfato, sulfato, amina cuaternaria, hidroxilo, amina, sulfonato y carboxilato, que son solubles en agua, pueden incorporarse a un monómero para hacerlo soluble en agua.
A2. Propiedades mecánicas conferidas
Como se discutió anteriormente, las propiedades ventajosas de los hidrogeles preferentes usados con la presente invención pueden atribuirse, en parte, a los componentes particulares que forman los polímeros. En algunas realizaciones, los polímeros preferentes usados en la presente invención pueden aportar propiedades mecánicas adicionales a los hidrogeles, lo que produce hidrogeles que, debido a su resistencia y elasticidad, pueden usarse en la reparación y restauración de tejido óseo.
Por consiguiente, los polímeros preferentes usados dentro de la presente invención pueden incluir monómeros o unidades que pueden proporcionar la resistencia y elasticidad requeridas en la reparación y restauración de huesos. Una persona experta en la materia comprenderá que los monómeros capaces de impartir propiedades mecánicas a un hidrogel deben estar presentes en los polímeros preferentes en proporciones que sean suficientes para producir un hidrogel que tenga las propiedades mecánicas deseadas. Generalmente, la proporción de monómeros "mecánicos" en el polímero puede ser: aproximadamente 10:1, aproximadamente 5:1, aproximadamente 4:1, aproximadamente 3:1, aproximadamente 2:1, aproximadamente 1:1, aproximadamente 1:2, aproximadamente 1:3, aproximadamente 1:4 o aproximadamente 1:5 en una relación molar de unión de agua: monómeros de resistencia mecánica. Ejemplos adecuados de monómeros que son capaces de impartir propiedades mecánicas (por ejemplo, resistencia a la compresión) a un hidrogel incluyen metacrilatos como metacrilato de hidroxietilo (HEMA), un copolímero de poli(ácido láctico) metacrilato de hidroxietilo (HEMA-PLA), poliésteres como poli(láctico) ácido), poli(caprolactona), poli(glicólido) y sus copolímeros aleatorios (por ejemplo, poli(glicólido-co-lactida) y poli(glicólidoco-caprolactona)).
A3. Enlace NSPP
Como se discutió anteriormente, los hidrogeles preferentes usados en la presente invención se forman combinando el polímero con un NSPP, en presencia de agua. Para combinar eficazmente el polímero con el NSPP, preferentemente se incluyen en el polímero monómeros o unidades que tienen capacidad de reticulación.
Esta capacidad de reticulación significa que los polímeros son capaces de unirse a los NSPP (como se describe más adelante) y, al hacerlo, reticular el NSPP para formar hidrogeles que contienen el NSPP. Alternativamente, mediante un mecanismo similar, los NSPP actúan como reticulantes, reticulando así el polímero para formar un hidrogel. Mediante la utilización de un diseño de polímero en el que se proporciona un monómero que tiene un grupo funcional para unirse con colágeno o similar en el polímero, los inventores han reconocido que los polímeros no necesitan reticularse adicionalmente con, por ejemplo, reticulación química o UV, para formar un hidrogel.
Además, al unir covalentemente el NSPP al polímero, el NSPP se retiene más eficazmente en la red de hidrogel, lo que significa que, una vez que el hidrogel se administra al sitio de reparación, el NSPP no puede migrar fácilmente fuera del sitio. Esto significa que se mantiene la integridad estructural del gel en el sitio de reparación (debido a las propiedades mecánicas de los NSPP, como se mencionó anteriormente) y ayuda a proporcionar un entorno en el sitio de reparación que imita de cerca el entorno natural del tejido óseo.
Para producir un polímero que sea capaz de unirse a un NSPP, un experto en la materia comprenderá que los monómeros capaces de unirse a un NSPP deben estar presentes en los polímeros de la presente invención en proporciones suficientes para reticular con un NSPP, de modo que se pueda formar un hidrogel en presencia de agua. Generalmente, la proporción de monómeros "reticulantes" en el polímero es al menos una relación molar de aproximadamente 1:1 de monómero reticulante: monómero aglutinante de agua. Esta relación puede aumentar a, por ejemplo, aproximadamente 2:1, aproximadamente 3:1, aproximadamente 4:1, aproximadamente 5:1, aproximadamente 6:1, aproximadamente 7:1, aproximadamente 8:1, aproximadamente 9:1 o aproximadamente 10:1.
Los monómeros que son capaces de unirse a NSPP generalmente tienen grupos funcionales electrófilos o nucleófilos, de modo que un grupo funcional nucleófilo en, por ejemplo, un NSPP puede reaccionar con un grupo funcional electrófilo en el monómero, para formar un enlace covalente. Preferentemente, el polímero comprende más de dos monómeros que se unen a NSPP, de modo que, como resultado de reacciones electrofílico-nucleofílicas, el polímero se combina con el NSPP para formar productos poliméricos reticulados. Tales reacciones se denominan "reacciones de reticulación".
Por tanto, por ejemplo, si un NSPP tiene grupos funcionales nucleófilos como aminas, el polímero puede tener grupos funcionales electrófilos como N-hidroxisuccinimidas (NHS). Otros grupos funcionales electrófilos que son adecuados para su uso en la presente invención son N-hidroxisulfosuccinimida (SNHS) y succinimida N-hidroxietoxilada (ENHS). Un ejemplo de un monómero de este tipo es la N-acriloxisuccinimida (nAs ). Por otro lado, si un NSPP tiene grupos funcionales electrofílicos, entonces el polímero puede tener grupos funcionales nucleofílicos tales como aminas o tioles.
A4. Monómeros de transición de fase
En otra realización, el polímero preferente puede incluir además un cuarto monómero que es capaz de impartir características de transición de fase al hidrogel, lo que permite que el compuesto esté en forma inyectable a temperatura ambiente y en forma de hidrogel a temperatura corporal. Además, estas características de transición de fase permiten que los polímeros preferentes usados con la presente invención formen hidrogeles, de los cuales se pueden variar varias propiedades (como la viscosidad) alterando factores como el pH y la temperatura. Los hidrogeles inyectables termosensibles están diseñados de manera que la temperatura de la solución crítica más baja (LCST) esté por debajo de la temperatura corporal. Por lo tanto, la gelificación se puede lograr simplemente aumentando la temperatura del hidrogel, por ejemplo, dejándolo calentar a la temperatura corporal (lo que ocurre cuando el hidrogel se administra en el cuerpo). Varios polímeros termo-sensibles e inyectables que incluyen poli(óxido de etileno)/poli(óxido de propileno) y poli(N-isopropilacrilamida) (PNIPAAm) homopolímeros y copolímeros son adecuados para su uso en la presente invención. PNIPAAm es particularmente adecuado, ya que tiene una LCST de 32 °C, lo que le permite estar en forma de gel a temperatura corporal.
Para producir un polímero que sea termorresistente, una persona experta en la materia entenderá que los monómeros de transición de fase necesitan estar presentes en los polímeros usados con la presente invención en proporciones que sean suficientes para permitir la viscosidad de un hidrogel que incluye el polímero a variar mediante la exposición del hidrogel a diferentes condiciones de temperatura y pH. Generalmente, la proporción de monómeros de "transición de fase" en el polímero es al menos una relación molar de aproximadamente 9:1 de monómero de transición de fase: monómero de unión a agua. Esta relación puede aumentar, por ejemplo: aproximadamente 10:1, aproximadamente 11:1, aproximadamente 12:1, aproximadamente 13:1, aproximadamente 14:1, aproximadamente 15:1, aproximadamente 16:1, aproximadamente 17:1, aproximadamente 18:1, aproximadamente 19:1, aproximadamente 20:1, aproximadamente 21:1, aproximadamente 22:1, aproximadamente 23:1, aproximadamente 24:1, aproximadamente 25:1, aproximadamente 26:1, aproximadamente 27:1 aproximadamente 28:1, aproximadamente 29:1 o aproximadamente 30:1 en una relación molar de monómero de transición de fase: monómero de unión a agua. La viscosidad de los hidrogeles preferentes usados con la presente invención, a temperaturas más bajas (por ejemplo, 4 °C), es tal que el hidrogel es inyectable. A continuación, el hidrogel se vuelve más viscoso a medida que aumenta la temperatura, formando un gel que tiene la viscosidad deseada a una temperatura de aproximadamente 37 °C. Esto significa que el hidrogel preferente usado con la presente invención, a temperaturas más frías, puede administrarse fácilmente en el sitio de reparación mediante, por ejemplo, inyección. Luego, el hidrogel se transforma, al calentar el cuerpo a la temperatura natural del cuerpo, en un gel más viscoso, que tiene las propiedades de fuerza y elasticidad deseadas.
A5. Otras propiedades de los polímeros y síntesis de polímeros
Una persona experta en la materia comprenderá que, combinando diferentes tipos de monómeros, se pueden producir polímeros que tienen un rango de propiedades diferentes. Además, incorporando monómeros o grupos funcionales particulares en un polímero preexistente, se pueden modificar las propiedades del polímero. Por ejemplo, la copolimerización de monómeros HEMA con otros monómeros (como metacrilato de metilo) se puede utilizar para modificar propiedades como el hinchamiento y las propiedades mecánicas. Los monómeros también se pueden hacer reaccionar con otros compuestos para formar "macromonómeros" (mencionados anteriormente) que luego se incluyen en los polímeros preferentes utilizados en la presente invención. Por ejemplo, HEMA se puede hacer reaccionar con lactida para formar un polímero de ácido poliláctico HEMA (HEMA-PLA), que a su vez se puede usar como monómero en los polímeros de la presente invención. Además, los propios monómeros pueden ser combinaciones de unidades monoméricas, que luego se incorporan al polímero. Un ejemplo de este tipo de monómero es el metacrilato de oligo(etilenglicol) monometiléter (OEGMA), que es un monómero hidrófilo compuesto por dos monómeros hidrófilos: etilenglicol y metacrilato.
Los polímeros preferentes utilizados en la presente invención pueden modificarse adicionalmente con una o más moléculas y/o grupos funcionales. Se puede utilizar cualquier resto o grupo funcional según sea necesario. En algunas realizaciones, los polímeros se pueden modificar con polietilenglicol (PEG), con un carbohidrato y/o con poliacetales acíclicos derivados de polisacáridos. Además, tal y como se menciona anteriormente, los grupos hidrófilos se pueden incorporar en monómeros (y por lo tanto polímeros) para aumentar la capacidad de unión de agua de un polímero.
En términos de secuencia, los copolímeros pueden ser copolímeros de bloques, copolímeros de injerto, copolímeros aleatorios, mezclas y/o aductos de cualquiera de los polímeros anteriores y otros. Normalmente, los polímeros usados de acuerdo con la presente invención son polímeros orgánicos. Preferentemente, los polímeros usados en la presente invención son biocompatibles. En algunas realizaciones, los polímeros son biodegradables. En otras realizaciones, los polímeros son tanto biocompatibles como biodegradables.
Los polímeros preferentes usados en la presente invención también pueden incluir otros monómeros en su estructura. Por ejemplo, los monómeros pueden ser polímeros tales como alcohol polivinílico (PVA), poliésteres, polímeros acrílicos y polímeros iónicos, o monómeros de estos.
Si se desea que el polímero sea biodegradable o absorbible, se pueden usar uno o más monómeros que tengan enlaces biodegradables. Alternativamente, o además, los monómeros pueden elegirse de modo que el producto de la reacción entre ellos dé como resultado un enlace biodegradable. Para cada enfoque, se pueden elegir monómeros y/o enlaces de manera que el polímero biodegradable resultante se degrade o se absorba en un período de tiempo deseado. Preferentemente, los monómeros y/o enlaces se seleccionan de manera que, cuando el polímero se degrada en condiciones fisiológicas, los productos resultantes no sean tóxicos.
El enlace biodegradable puede ser hidrolizable o absorbible química o enzimáticamente. Los enlaces biodegradables químicamente hidrolizables ilustrativos incluyen polímeros, copolímeros y oligómeros de glicólido, lactida, caprolactona, dioxanona y carbonato de trimetileno. Los enlaces biodegradables hidrolizables enzimáticamente ilustrativos incluyen enlaces peptídicos escindibles por metaloproteinasas y colagenasas. Los enlaces biodegradables ilustrativos adicionales incluyen polímeros y copolímeros de poli(ácido hidroxílico), poli(ortocarbonato), poli(anhídrido), poli(lactona), poli(aminoácido), poli(carbonato) y poli(fosfonato)s.
En una realización, el polímero preferente usado en la presente invención es un polímero de fórmula (I):
Figure imgf000014_0001
donde A es un monómero que se une al agua, B es un monómero que es capaz de otorgar propiedades mecánicas a un hidrogel, C es un monómero que tiene un grupo funcional para unirse a un NSPP, m es un número entero de 1 a 20, n es un número entero de 1 a 20, y p es un número entero de 1 a 20.
Por consiguiente, el polímero preferente utilizado en la presente invención puede ser un polímero de fórmula (Ia):
Figure imgf000014_0002
donde A es el monómero de unión al agua OEGMA, B es el monómero reforzante HEMA-PLA, C es el reticulante NAS, m, n y p son como se definieron anteriormente, x es un número entero de 1 a 1000, e y es un número entero del 1 al 1000.
Cuando el polímero preferente usado en la presente invención incluye un cuarto monómero que es capaz de impartir características de transición de fase al hidrogel, el polímero puede ser un polímero de fórmula (II):
Figure imgf000015_0001
donde A, B, C, m, n y p son como se definieron anteriormente, D es un monómero que es capaz de impartir características de transición de fase al hidrogel, y q es un número entero de 1 a 10. Un ejemplo de dicho polímero es un polímero de fórmula (IIa):
Figure imgf000015_0002
donde A es el monómero de unión al agua OEGMA, B es el monómero reforzante HEMA-PLA, C es el reticulante NAS, D es el monómero de transición de fase NIPAAm, y m, n, p, q, x e y son como se definieron anteriormente.
También se ha descubierto que algunos monómeros, como HEMA-PLA, poliésteres como poli(ácido láctico), poli(caprolactona), poli(glicólido) y sus copolímeros aleatorios (por ejemplo, poli(glicólido-co-lactida)) y poli(glicólido-cocaprolactona) y otros polímeros biodegradables y biocompatibles, pueden elevar la LCST del polímero preferente utilizado en la presente invención durante la degradación de segmentos biodegradables (por ejemplo, PLA) in vivo, lo que lleva a la biorresorción del polímero. Esto proporciona la ventaja adicional de que los polímeros usados en la presente invención pueden diseñarse de manera que sean biodegradables in vivo.
Una persona experta en la materia sabrá que los monómeros A, B, C y D pueden estar presentes en el polímero en cualquier orden, siempre que se logren las capacidades requeridas de unión al agua, fortalecimiento y/o reticulación. El tamaño total del polímero preferente usado en la presente invención puede diferir, dependiendo de factores tales como los tipos de monómeros que se incorporan al polímero, el tipo de NSPP que se busca usar para formar el hidrogel, y las condiciones bajo las cuales la proteína se va a acoplar al polímero. Sin embargo, en general, el polímero preferente usado en la presente invención puede ser una molécula de aproximadamente 1 a aproximadamente 100 kDa, aproximadamente 5 a aproximadamente 60 kDa o aproximadamente 30 kDa.
Una persona experta en la materia conocerá los procedimientos adecuados para sintetizar los polímeros preferentes usados en la presente invención. Estos incluyen procedimientos tales como polimerización por apertura de anillo, polimerización por adición (incluida la polimerización por radicales libres) y polimerización por condensación.
Un polímero preferente para su uso en la regeneración ósea es un polímero de fórmula (IIa):
Figure imgf000016_0001
Basado en la fórmula II:
A es metacrilato de éter monometílico de oligo-(etilen)-glicol OEGMA;
B es poli(ácido láctico) metacrilato de hidroxietilo (HEMA-PLA);
C es N-acriloxisuccinimida (NAS); y
D es N-isopropilacrilamida (NIPAAm).
Además, x está en el rango de 1 -1000 e y está en el rango de 1 -1000 y m, n, p y q están en el rango de 1 -20. En una realización, preferentemente A está en una cantidad de aproximadamente 2-8 % en moles, B está en una cantidad de aproximadamente 8-10 % en moles, C está en una cantidad de aproximadamente 14 % en moles y D está en una cantidad de aproximadamente 73 % en moles. En otras realizaciones, A se incluye en una cantidad entre 4 y 15 % en moles, tal como 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13 o 14 % en moles. B se incluye preferentemente en una cantidad entre 4 y 15 % en moles, tal como 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13 o 14 % en moles. C se incluye preferentemente en una cantidad entre 1 y 20 % en moles, como 2, 3, 4, 5, 6, 57, 8, 9, 10, 11, 12, 13, 14, 15, 16, 17, 18 o 19 % en moles. D se incluye preferentemente en una cantidad que constituye el resto hasta el 100 % de la composición polimérica, por ejemplo, entre aproximadamente 60 y 90 % en moles, como 65, 70, 71, 72, 73, 74, 75, 76, 77, 78, 79, 80, 81,82, 83, 84, 85, 86, 87, 88 o 89 % en moles. Los porcentajes aquí citados se refieren a la composición del polímero final y no a las cantidades iniciales utilizadas cuando se forma el polímero.
En otra realización: A está en una cantidad de aproximadamente 2-8 % en moles (por ejemplo, aproximadamente 2, 3, 4, 5, 6 o 7 % en moles); B está en una cantidad de aproximadamente 5-10 % en moles (por ejemplo, aproximadamente 5, 6, 7, 8, 9 o 10 % en moles), C está en una cantidad de aproximadamente 14 % en moles y D está en una cantidad de aproximadamente 79 % en moles.
B. Composiciones para formar hidrogeles
La presente invención también se refiere a una composición preferente útil para formar un hidrogel para su uso en la invención, la composición incluye un NSPP y un polímero, comprendiendo el polímero:
- un primer monómero que se une al agua; y
- un segundo monómero que tiene un grupo funcional que está unido al NSPP, en el que la unión del NSPP al segundo monómero reticula el polímero, lo que permite la formación de un hidrogel cuando la composición se pone en contacto con agua.
El término "composición", como se usa en este documento, se refiere a una composición sólida o líquida que contiene los componentes mencionados anteriormente. En algunas realizaciones, otros componentes tales como excipientes farmacéuticamente aceptables y agentes biológicamente activos (por ejemplo, medicamentos, vitaminas y minerales), para ayudar en la reparación y/o regeneración del tejido óseo diana y/o para proporcionar un procedimiento para lograr el objetivo el suministro de compuestos biológicamente activos, también puede incluirse en las composiciones preferentes utilizadas en la presente invención.
En general, la cantidad de polímero en la composición usada en la presente invención es una cantidad que permite la formación de hidrogeles. En algunas realizaciones, la cantidad de polímero en la composición varía entre: aproximadamente 1 % p/p y aproximadamente 90 % p/p, entre aproximadamente 2 % p/p y aproximadamente 80 % p/p, entre aproximadamente 4 % p/p y aproximadamente el 70 % p/p, entre aproximadamente el 5 % p/p y aproximadamente el 60 % p/p, entre aproximadamente el 5 % p/p y aproximadamente el 50 % p/p, entre aproximadamente el 6 % p/p y aproximadamente el 40 % p/p, entre aproximadamente el 7 % p/p y aproximadamente el 30 % 20 p/p o entre aproximadamente el 8 % p/p y aproximadamente el 20 % p/p. En algunas realizaciones, la cantidad de polímero es: aproximadamente 1 % p/p, aproximadamente 2 % p/p, aproximadamente 3 % p/p, aproximadamente 4 % p/p, aproximadamente 5 % p/p, aproximadamente 6 % p/p, aproximadamente 7 % p/p, aproximadamente 8 % p/p, aproximadamente 9 % p/p, aproximadamente 10 % p/p, aproximadamente 15 % p/p, aproximadamente 20 % p/p, aproximadamente 25 % p/p , aproximadamente el 30 % p/p, aproximadamente el 35 % p/p, aproximadamente el 40 % p/p, aproximadamente el 45 % p/p, aproximadamente el 50 % p/p, aproximadamente el 55 % p/p, aproximadamente el 60 % p/p, aproximadamente 65 % p/p, aproximadamente 70 % p/p, aproximadamente 75 % p/p, aproximadamente 80 % p/p o más. En algunas realizaciones, la cantidad de polímero es aproximadamente 85 % p/p. Como regla general, la solidez del hidrogel aumenta con concentraciones de polímero más altas en la composición.
B1. Excipientes y agentes biológicamente activos
Se pueden incluir excipientes farmacéuticamente aceptables en las composiciones preferentes y/o hidrogeles usados en la presente invención, e incluyen todos y cada uno de los disolventes, medios de dispersión, diluyentes inertes u otros vehículos líquidos, adyuvantes de dispersión o suspensión, agentes de granulación, agentes tensioactivos, agentes disgregantes, agentes isotónicos, agentes espesantes o emulsionantes, conservantes, agentes aglutinantes, lubricantes, agentes tamponantes, aceites y similares, según se adapte a la forma de dosificación particular deseada. Remington (Gennaro, A. R., Remington: The Science and Practice of Pharmacy, 21a edición (2006) Lippincott Williams & Wilkins) describe varios excipientes usados en la formulación de composiciones farmacéuticas y técnicas conocidas para su preparación. Excepto en la medida en que cualquier excipiente convencional sea incompatible con una sustancia o sus derivados, como por ejemplo produciendo cualquier efecto biológico indeseable o interactuando de otra manera de una forma perjudicial con cualquier otro componente(s) de la composición farmacéutica, se contempla que su uso esté dentro de los límites establecidos de esta invención.
Pueden estar presentes en la composición excipientes tales como agentes colorantes, agentes de revestimiento, agentes edulcorantes, aromatizantes y perfumantes, según el criterio del formulador.
Los agentes biológicamente activos o compuestos farmacológicos que se pueden añadir a la composición preferente y/o hidrogel utilizado en la presente invención incluyen proteínas, glicosaminoglicanos, carbohidratos, ácidos nucleicos y compuestos biológicamente activos inorgánicos y orgánicos, tales como enzimas, antibióticos, anti agentes neoplásicos, anestésicos locales, hormonas, agentes angiogénicos, agentes antiangiogénicos, factores de crecimiento (por ejemplo, factor de crecimiento similar a la insulina-1 (IGF-1), factor de crecimiento de fibroblastos básico (bFGF) y factor de crecimiento transformante-b (TGFb)), anticuerpos, neurotransmisores, fármacos psicoactivos, fármacos contra el cáncer, fármacos quimioterapéuticos, fármacos que afectan a los órganos reproductivos, genes y oligonucleótidos.
Se puede producir una composición que contiene componentes tales como excipientes y/o agentes biológicamente activos combinando un polímero preferente como se describe en este documento con un NSPP, secando la composición resultante y luego combinándola con uno o más de otros componentes. La composición resultante puede estar en forma de polvo u otra forma de partículas, a la que luego se agrega agua para formar un hidrogel, de acuerdo con la presente invención. Por tanto, se puede producir un hidrogel que contenga estos componentes simplemente añadiendo el disolvente acuoso deseado a la composición.
La cantidad de polímero, NSPP y agente biológicamente activo presente en la composición preferente que se utilizará en la invención dependerá necesariamente del fármaco particular y de la afección a tratar. Una persona experta en la materia conocerá los agentes y cantidades apropiados para usar para tratar la afección.
B2. Péptidos o proteínas naturales o sintéticos (NSPP)
En el contexto de la presente invención, un NSPP es importante porque, como se discutió anteriormente, reticula los polímeros, lo que permite que dichos polímeros formen un hidrogel. Los hidrogeles preferentes usados en la presente invención pueden formarse, por ejemplo, exponiendo colágeno a un polímero de fórmula (I). El NSPP también es importante porque proporciona propiedades mecánicas adicionales (como fuerza y resiliencia) al hidrogel, además de proporcionar, en el lugar de la reparación, un entorno que imita el entorno natural, lo que ayuda a la reparación y regeneración del tejido óseo.
En una realización, el NSPP puede ser una combinación de una variedad de isoformas diferentes, por ejemplo, colágeno de tipo 1, 2, 3, 4 o una variedad de proteínas o péptidos diferentes. Se pueden elegir otros péptidos sintéticos entre: Arg-Gly-Asp-Ser (RGDS), péptidos morfógenos óseos sintéticos, timosina p-4, segmentos de hormona de crecimiento, factores de crecimiento morfogenético óseo y factores de crecimiento de insulina y varianza de unión del factor de crecimiento de insulina como factor de crecimiento mecánico.
Es importante que el NSPP contenga cadenas laterales u otros grupos funcionales que están expuestos para permitir la reacción con el grupo funcional del (los) monómero(s) de unión a NSPP, uniendo así el NSPP al polímero a través del (los) monómero(s) de unión a NSPP. Los ejemplos de cadenas laterales adecuadas incluyen cadenas laterales de ácido glutámico o lisilo.
La presente invención también contempla el uso de variantes de los NSPP, por ejemplo, variantes de especies o variantes polimórficas. La presente invención pretende cubrir todas las variantes funcionalmente activas de los NSPP que exhiben la misma actividad. Esto también incluye apo- y haloformas de los NSPP, formas modificadas postraduccionalmente, así como derivados glicosilados o desglicosilados. Tales fragmentos y variantes funcionalmente activos incluyen, por ejemplo, aquellos que tienen sustituciones conservadoras de aminoácidos. En general, la cantidad de NSPP en la composición de la presente invención es una cantidad que permite la formación de hidrogeles. En algunas realizaciones, la cantidad de NSPP en la composición varía entre: aproximadamente 0,01 % p/p y aproximadamente el 60 % p/p, entre aproximadamente el 1 % p/p y aproximadamente el 50 % p/p, entre aproximadamente el 1 % p/p y aproximadamente el 40 % p/p, entre aproximadamente el 5 % p/p y aproximadamente 30 % p/p, entre aproximadamente 5 % p/p y aproximadamente 20 % p/p, o entre aproximadamente 5 % p/p, o aproximadamente 10 % p/p. En algunas realizaciones, el porcentaje de NSPP es aproximadamente 1 % p/p, aproximadamente 2 % p/p, aproximadamente 3 % p/p, aproximadamente 4 % p/p, aproximadamente 5 % p/p, aproximadamente 6 % p/p , aproximadamente el 7 % p/p, aproximadamente el 8 % p/p, aproximadamente el 9 % p/p, aproximadamente el 10 % p/p, aproximadamente el 20 % p/p, aproximadamente el 30 % p/p, aproximadamente el 40 % p/p, aproximadamente 50 % p/p, o más.
Preferentemente, los NSPP para su uso en la presente invención se obtendrán de fuentes recombinantes, aunque también pueden extraerse de fuentes naturales o sintetizarse.
C. Hidrogeles
La presente invención también se refiere al uso de un hidrogel que incluye agua, un NSPP y un polímero, incluyendo el polímero:
- un primer monómero que se une al agua; y
- un segundo monómero que se puede unir al NSPP,
en el que la unión del NSPP al segundo monómero reticula el polímero, formando así un hidrogel, con el agua contenida en él.
En una realización, el hidrogel incluye un polímero que tiene un monómero descrito anteriormente para permitir la transición de fase del hidrogel del estado líquido a una temperatura más baja al estado de gel a la temperatura corporal. Un ejemplo de un monómero útil para este propósito es NIPAAm. Es un hallazgo particularmente sorprendente que una molécula por lo demás insoluble, como el colágeno, se pueda hacer pasar del estado líquido al gel según el perfil de temperatura mediante el uso de este monómero. Por tanto, la ventaja es que el hidrogel preferente usado en la presente invención, a temperaturas más frías, se puede administrar fácilmente, por ejemplo, mediante inyección. Luego, el hidrogel se transforma en un gel más viscoso, que tiene las propiedades de fuerza y elasticidad deseadas, después del calentamiento del cuerpo a la temperatura corporal natural.
Habiendo sido provisto con una composición polimérica descrita anteriormente, el hidrogel puede formarse añadiendo agua a la composición de cualquier forma conocida por un experto en la materia. De hecho, una ventaja de la presente invención es que el polímero no necesita reticularse de ninguna manera antes de entrar en contacto con el NSPP, para que se forme un hidrogel.
C1. Células
El hidrogel preferente para usar en la presente invención también puede incluir células para ayudar en la reparación y/o regeneración del tejido óseo diana.
En general, las células que se utilizarán de acuerdo con la presente invención son cualquier tipo de célula. Las células deberían ser viables cuando se encapsulan dentro de los hidrogeles preferentes usados en la presente invención. En algunas realizaciones, las células que pueden encapsularse dentro de hidrogeles incluyen, pero no se limitan a: células de mamíferos (por ejemplo, células humanas, células de primates, células de mamíferos, células de roedores, etc.), células de aves, células de peces, células de insectos, células vegetales, células fúngicas, células bacterianas y células híbridas. En algunas realizaciones, las células ejemplares que pueden encapsularse dentro de hidrogeles incluyen células madre, células totipotentes, células pluripotentes y/o células madre embrionarias. En algunas realizaciones, las células ejemplares que pueden encapsularse dentro de hidrogeles incluyen, pero no se limitan a, células primarias y/o líneas celulares de cualquier tejido. Por ejemplo: cardiomiocitos, miocitos, hepatocitos, queratinocitos, melanocitos, neuronas, astrocitos, células madre embrionarias, células madre adultas, células madre hematopoyéticas, células hematopoyéticas (por ejemplo, monocitos, neutrófilos, macrófagos, etc.), ameloblastos, fibroblastos, osteoblastos, osteoclastos, neuronas, espermatozoides, óvulos, células hepáticas, células epiteliales de pulmón, células epiteliales de intestino, hígado, células epiteliales de piel, etc., y/o híbridos de las mismas, pueden encapsularse en hidrogeles usados de acuerdo con la presente invención.
Las células de mamífero ejemplares que pueden encapsularse dentro de los hidrogeles preferentes usados de acuerdo con la presente invención incluyen, pero no se limitan a: células de ovario de hámster chino (CHO), células HeLa, células de riñón canino Madin-Darby (MOCK), riñón de hámster bebé (células BHK), células NSO, células MCF-7, células MDA-MB- 438, células U87, células A172, células HL60, células A549, células SP10, células DOX, células DG44, células HEK 293, SHSY5Y, Células Jurkat, células Bc P-1, células COS, células Vero, células GH3, células 9L, células 3T3, células MC3T3, células C3H-10T1/2, células NIH-3T3 y células C6/36.
En algunas realizaciones, es deseable que las células se distribuyan uniformemente por todo un hidrogel. Una distribución uniforme puede ayudar a proporcionar hidrogeles similares a tejidos más uniformes que proporcionan un entorno más uniforme para las células encapsuladas. En algunas realizaciones, las células están ubicadas en la superficie de un hidrogel. En algunas realizaciones, las células están ubicadas en el interior de un hidrogel. En algunas realizaciones, las células se colocan en capas dentro de un hidrogel. En algunas realizaciones, el hidrogel contiene diferentes tipos de células.
En algunas realizaciones, las condiciones bajo las cuales las células se encapsulan dentro de los hidrogeles se alteran para maximizar la viabilidad celular. En algunas realizaciones, por ejemplo, la viabilidad celular aumenta con concentraciones de polímero más bajas. En algunas realizaciones, las células ubicadas en la periferia de un hidrogel tienden a tener una viabilidad disminuida en relación con las células que están completamente encapsuladas dentro del hidrogel. En algunas realizaciones, las condiciones (por ejemplo, pH, fuerza iónica, disponibilidad de nutrientes, temperatura, disponibilidad de oxígeno, osmolaridad, etc.) del entorno circundante pueden necesitar ser reguladas y/o alteradas para maximizar la viabilidad celular.
En algunas realizaciones, la viabilidad celular se puede medir controlando uno de los muchos indicadores de viabilidad celular. En algunas realizaciones, los indicadores de la viabilidad celular incluyen, pero no se limitan a: actividad de esterasa intracelular, integridad de la membrana plasmática, actividad metabólica, expresión génica y expresión de proteínas. Para dar solo un ejemplo, cuando las células se exponen a un sustrato de esterasa fluorogénica (por ejemplo, calceína AM), las células vivas presentan una fluorescencia verde como resultado de la actividad de esterasa intracelular que hidroliza el sustrato de esterasa a un producto fluorescente verde. Para dar otro ejemplo, cuando las células se exponen a una tinción de ácido nucleico fluorescente (por ejemplo, homodímero 1 de etidio), las células muertas emiten una fluorescencia roja porque sus membranas plasmáticas están comprometidas y, por lo tanto, son permeables a la tinción de ácido nucleico de alta afinidad.
En general, la cantidad de células en una composición es una cantidad que permite la formación de hidrogeles preferentes para su uso de acuerdo con la presente invención. En algunas realizaciones, la cantidad de células que es adecuada para formar hidrogeles varía entre: aproximadamente 0,1 % p/p y aproximadamente 80 % p/p, entre aproximadamente 1,0 % p/p y aproximadamente 50 % p/p, entre aproximadamente 1,0 % p/p y aproximadamente 40 % p/p, entre aproximadamente 1,0 % p/p y aproximadamente 30 % p/p, entre aproximadamente 1,0 % p/py aproximadamente 20 % p/p, entre aproximadamente 1,0 % p/p y aproximadamente 10 % p/p, entre aproximadamente 5,0 % p/p y aproximadamente 20 % p/p, o entre aproximadamente 5,0 % p/p y aproximadamente 10 % p/p. En algunas realizaciones, la cantidad de células en una composición que es adecuada para formar hidrogeles es aproximadamente 5 % p/p. En algunas realizaciones, la concentración de células en una solución precursora que es adecuada para formar hidrogeles varía entre aproximadamente 10 y aproximadamente 1 x 108 células/ml, entre aproximadamente 100 y aproximadamente 1 x 107 células/ml, entre aproximadamente 1 x 103 y aproximadamente 1 x 106 células/ml, o entre aproximadamente 1 x 104 y aproximadamente 1 x 105 células/ml. En algunas realizaciones, un solo hidrogel comprende una población de células y/o tipos de células idénticos. En algunas realizaciones, un solo hidrogel comprende una población de células y/o tipos de células que no son idénticos. En algunas realizaciones, un solo hidrogel puede comprender al menos dos tipos diferentes de células.
En algunas realizaciones, un solo hidrogel puede comprender 3, 4, 5, 10 o más tipos de células. Para dar solo un ejemplo, en algunas realizaciones, un solo hidrogel puede comprender solo células madre embrionarias. En algunas realizaciones, un solo hidrogel puede comprender tanto células madre embrionarias como células madre hematopoyéticas.
C2. Medios de cultivo
Se puede usar cualquiera de una variedad de medios de cultivo celular, incluidos medios complejos y/o medios de cultivo sin suero, que sean capaces de soportar el crecimiento de uno o más tipos de células o líneas celulares para hacer crecer y/o mantener células. Normalmente, un medio de cultivo celular contiene un tampón, sales, fuente de energía, aminoácidos (por ejemplo, aminoácidos naturales, aminoácidos no naturales, etc.), vitaminas y/u oligoelementos. Los medios de cultivo celular pueden contener opcionalmente una variedad de otros ingredientes, que incluyen, entre otros, fuentes de carbono (por ejemplo, azúcares naturales, azúcares no naturales, etc.), cofactores, lípidos, azúcares, nucleósidos, componentes de origen animal, hidrolizados, hormonas, factores de crecimiento, tensioactivos, indicadores, minerales, activadores de enzimas específicas, activadores inhibidores de enzimas específicas, enzimas, compuestos orgánicos y/o metabolitos de moléculas pequeñas.
Los medios de cultivo celular adecuados para su uso de acuerdo con la presente invención están disponibles comercialmente de una variedad de fuentes, por ejemplo, ATCC (Manassas, Va.). En determinadas realizaciones, se utilizan uno o más de los siguientes medios para cultivar células: medio RPMI-1640, medio Eagle modificado de Dulbecco, medio esencial mínimo Eagle, medio F-12K, medio Dulbecco modificado de lscove.
Los expertos en la materia reconocerán que las células enumeradas en este documento representan una lista ejemplar, no completa, de células que pueden encapsularse dentro de una solución precursora (y, por lo tanto, eventualmente en un hidrogel) de acuerdo con la presente invención.
D. Tratamiento de hueso
Una cantidad terapéuticamente eficaz de un hidrogel preferente para su uso en la presente invención puede administrarse a un paciente y/u organismo antes, simultáneamente y/o después del diagnóstico de una enfermedad, trastorno y/o afección. En algunas realizaciones, se administra una cantidad terapéuticamente eficaz de un hidrogel a un paciente y/u organismo antes, simultáneamente y/o después del inicio de los síntomas de una enfermedad, trastorno y/o afección. En este caso, el paciente puede ser un ser humano. Alternativamente, el paciente puede ser un animal no humano.
Por consiguiente, en una realización, se describe en el presente documento un procedimiento para reparar tejido óseo, que comprende la administración de una cantidad terapéuticamente eficaz de un hidrogel como se define en el presente documento.
También se describe en el presente documento el uso de una cantidad terapéuticamente eficaz de un hidrogel como se define en el presente documento para reparar tejido óseo.
También se describe en el presente documento un hidrogel como se define en el presente documento para su uso en la reparación de tejido óseo, en cualquiera de las realizaciones descritas en la memoria descriptiva.
También se describe en el presente documento el uso de una cantidad terapéuticamente eficaz de un hidrogel como se define en el presente documento para la fabricación de un medicamento para reparar tejido óseo.
También se describe en el presente documento un hidrogel como se define en el presente documento cuando se usa en un procedimiento de reparación de tejido óseo.
Además, en el presente documento se describe una composición que tiene un ingrediente activo para su uso en la reparación de tejido óseo, en el que el ingrediente activo es un hidrogel como se define en el presente documento. También se describe en el presente documento el uso de un hidrogel como se define en el presente documento para reparar tejido óseo, como se describe anteriormente.
Además, en el presente documento se describe la administración del hidrogel preferente como se define en el presente documento en un sitio deseado.
En este documento, el término "cantidad terapéuticamente eficaz", tal y como es usado, se refiere a una cantidad del hidrogel preferente para su uso en la presente invención que es suficiente para tratar, aliviar, mejorar, aliviar, retrasar el inicio, inhibir la progresión de, reducir la gravedad y/o reducir la incidencia de uno o más síntomas o características de la enfermedad, trastorno y/o afección. En particular, una "cantidad terapéuticamente eficaz" es una cantidad suficiente para reparar el tejido óseo. El término "reparación" se refiere al reemplazo o restauración de tejido óseo dañado, preferentemente de modo que se restaure la funcionalidad original del tejido óseo dañado. Un experto en la materia comprenderá que la restauración puede estar completa, de modo que se haya restaurado el 100 % de la funcionalidad original, o puede ser parcial, de modo que solo se haya restaurado una parte de la funcionalidad original, o se pueda mejorar en comparación al tejido original.
Los hidrogeles preferentes para usar en la presente invención pueden administrarse usando cualquier cantidad y cualquier vía de administración eficaz para el tratamiento. La cantidad exacta requerida variará de un sujeto a otro, dependiendo de la especie, la edad y el estado general del sujeto, la gravedad de la infección, el hidrogel particular, su modo de administración, su modo de actividad y similares.
Los hidrogeles preferentes para su uso en la presente invención se formulan típicamente en forma de unidad de dosificación para facilitar la administración y uniformidad de la dosificación. Sin embargo, se entenderá que el médico tratante decidirá el uso diario total de los hidrogeles y/o conjuntos de hidrogel dentro del alcance del buen juicio médico.
El nivel de dosis terapéuticamente eficaz específico para cualquier sujeto u organismo particular dependerá de una variedad de factores que incluyen el trastorno que se está tratando y la gravedad del trastorno; la actividad del ingrediente activo específico empleado; el polímero y/o células específicos empleados; la edad, peso corporal, salud general, sexo y dieta del sujeto; el momento de administración, la vía de administración y la velocidad de excreción del ingrediente activo específico empleado; la duración del tratamiento; medicamentos utilizados en combinación o en coincidencia con el ingrediente activo específico empleado; y factores similares bien conocidos en las técnicas médicas.
Los hidrogeles preferentes para usar en la presente invención pueden administrarse por cualquier vía. En algunas realizaciones, los hidrogeles se administran mediante una amplia variedad de rutas, incluida la administración directa a un sitio afectado. Por ejemplo, los hidrogeles se pueden administrar localmente cerca de un sitio que necesite regeneración de tejido óseo. La administración local se puede lograr mediante la inyección del hidrogel enfriado directamente en un sitio que necesite regeneración y/o reparación de tejido óseo.
En ciertas realizaciones, los hidrogeles preferentes para su uso en la presente invención se pueden administrar de manera que las células encapsuladas y/o los agentes terapéuticos a administrar se liberen en concentraciones que varían de: aproximadamente 0,001 mg/kg a aproximadamente 100 mg/kg, de aproximadamente 0,01 mg/kg a aproximadamente 50 mg/kg, de aproximadamente 0,1 mg/kg a aproximadamente 40 mg/kg, de aproximadamente 0,5 mg/kg a aproximadamente 30 mg/kg, de aproximadamente 0,01 mg/kg a aproximadamente 10 mg/kg, desde aproximadamente 0,1 mg/kg hasta aproximadamente 10 mg/kg, o desde aproximadamente 1 mg/kg hasta aproximadamente 25 mg/kg, de peso corporal del sujeto por día, una o más veces al día, para obtener el efecto terapéutico deseado. La dosis deseada puede administrarse, por ejemplo, dos veces al día, tres veces al día, cada dos días, cada tres días, cada semana, cada dos semanas, cada tres semanas o cada cuatro semanas. En ciertas realizaciones, la dosis deseada puede administrarse usando múltiples administraciones (por ejemplo, dos, tres, cuatro, cinco, seis, siete, ocho, nueve, diez, once, doce, trece, catorce o más administraciones).
En algunas realizaciones, la presente invención abarca "cócteles terapéuticos" que comprenden los hidrogeles preferentes para su uso en la presente invención. En algunas realizaciones, los hidrogeles comprenden un solo tipo de célula y, opcionalmente, un agente terapéutico. En algunas realizaciones, los hidrogeles comprenden múltiples tipos de células diferentes y, opcionalmente, un agente terapéutico.
Se apreciará que pueden emplearse hidrogeles cargados de células en terapias de combinación. La combinación particular de terapias (terapéuticas o procedimientos) a emplear en un régimen de combinación tendrá en cuenta la compatibilidad de las terapias y/o procedimientos deseados y el efecto terapéutico deseado a lograr. Se apreciará que las terapias empleadas pueden lograr un efecto deseado para el mismo propósito (por ejemplo, un hidrogel que comprende un cierto tipo de células que se usará para promover el crecimiento del tejido óseo puede administrarse al mismo tiempo que otro agente terapéutico usado para estimular el crecimiento del mismo tejido), o pueden lograr diferentes efectos (por ejemplo, control de cualquier efecto adverso, como inflamación, infección, etc.).
Se ha descubierto que, sorprendentemente, los polímeros e hidrogeles descritos en el presente documento son biocompatibles con el hueso como lo indican sus propiedades osteoconductoras y osteoinductoras. El polímero es particularmente adecuado para la regeneración de huesos. En una realización, el polímero es útil en el desarrollo de armazones 3D que promueven la migración, proliferación y diferenciación de células óseas y endoteliales, por ejemplo en cirugías ortopédicas y maxilofaciales, y aún proporciona suficientes propiedades mecánicas para las piezas que soportan carga. El polímero favorece la regeneración/formación de tejido óseo y la vascularización y, sin embargo, también proporciona reacciones fibróticas mínimas. En una forma, la presente invención proporciona armazones para defectos osteocondrales. El material de la invención también es útil como revestimiento para la regeneración de tejido esquelético. La presente invención también encuentra uso en fines cosméticos más allá de los fines de reconstrucción y reparación. La presente invención encuentra una relevancia particular para aplicaciones de reconstrucción maxilofacial y aplicaciones dentales.
Preferentemente, el material de la invención es biocompatible cuando se coloca en un fluido fisiológico. Preferentemente, el material biocompatible de la invención forma una capa de hidroxiapatita tras la exposición a fluidos corporales. Como apreciará el experto en la materia, la formación de hidroxiapatita se reconoce ampliamente como una fuerte evidencia de que el cuerpo acepta el material como sui generis y es un requisito para que el implante se una químicamente al hueso vivo.
Los polímeros descritos en este documento son particularmente útiles como dispositivos médicos elegidos del grupo que consiste en: un andamio implantable 3D, un implante ortopédico para cirugía reconstructiva, un implante/prótesis dental, un implante de columna, implantes para reconstrucción craneofacial y aumento del reborde alveolar, un implante de defecto osteocondral, andamios para defecto osteocondral, andamios para la regeneración del tejido óseo y la reconstrucción maxilofacial que promueven la vascularización y el crecimiento del tejido óseo. Sin embargo, se apreciará que hay muchos otros dispositivos que estarían dentro del alcance de la presente invención. Los polímeros preferentes de la invención tienen muchas propiedades que los hacen adecuados para su uso como implantes, incluyendo resistencia mecánica relativamente alta, alta estabilidad estructural, resistencia a la fatiga, resistencia a la corrosión y biocompatibilidad. Los implantes pueden implantarse en: animales, ejemplos no limitantes de los cuales incluyen reptiles, aves y mamíferos, prefiriéndose particularmente los humanos. Preferentemente, la resistencia a la compresión de los polímeros está entre aproximadamente 2 y 15 MPa.
Según otro aspecto, se proporciona el uso de los polímeros descritos en este documento para formar tejido óseo en un defecto ortopédico al contactar dicho defecto con dicho polímero durante un período predeterminado, o al contactar un área relevante de un paciente que necesita tratamiento con una cantidad regeneradora eficaz de dicho polímero. Los usos de la presente invención son múltiples. En una o más realizaciones, puede ser útil para: rellenos de huecos óseos o aumento en zonas que requieren hueso esponjoso en lugar de cortical; relleno de defectos óseos después de traumatismos, reconstrucción o corrección en indicaciones sin carga o de soporte de carga; trauma y ortopedia; relleno de huecos causados por quistes u osteotomías, relleno de defectos derivados de fracturas impactadas, relleno de sitios de extracción de hueso esponjoso, artrodesis y pseudoartrosis; cirugía de columna: fusión posterolateral, fusión intersomática (como material de relleno de la caja), vertebrectomías (como material de relleno de los implantes vertebrales), relleno de los sitios de extracción de injertos óseos o cirugía cráneomaxilofacial.
E. Kits
En el presente documento se describen una variedad de kits que comprenden uno o más de los hidrogeles preferentes para usar en la presente invención. Por ejemplo, la invención proporciona un kit que comprende un hidrogel e instrucciones para su uso en la reparación o regeneración de defectos óseos. Un kit puede comprender múltiples hidrogeles diferentes. Un kit puede comprender opcionalmente polímeros, células, NSPP(s), compuestos biológicamente activos, agua y similares. Un kit puede comprender cualquiera de varios componentes o reactivos adicionales en cualquier combinación. Todas las diversas combinaciones no se establecen explícitamente, pero cada combinación está incluida en el alcance de la invención. En los siguientes párrafos se describen algunos kits de ejemplo que se proporcionan de acuerdo con la presente invención.
Según ciertas realizaciones de la invención, un kit puede incluir, por ejemplo, (i) una solución que comprende un polímero, una solución que comprende NSPP; e (ii) instrucciones para formar un hidrogel a partir de la solución. Según otra realización, un kit puede incluir, por ejemplo:
(i) una composición que comprende un polímero y NSPP; y
(ii) instrucciones para formar un hidrogel a partir de la composición.
Según otra realización, un kit puede incluir, por ejemplo, (i) una composición que comprende un polímero y NSPP, estando uno o ambos en forma sólida; opcionalmente un disolvente como agua o similar, e (ii) instrucciones para formar un hidrogel a partir de la composición.
Los kits pueden incluir además otros materiales deseables desde un punto de vista comercial y de usuario, incluidos otros tampones, diluyentes, filtros, agujas y jeringas.
Los kits incluyen típicamente instrucciones para el uso de los hidrogeles preferentes para su uso en la presente invención. Las instrucciones pueden, por ejemplo, comprender protocolos y/o describir condiciones para la producción de hidrogeles, la administración de hidrogeles a un sujeto que lo necesite, la producción de conjuntos de hidrogel, etc. Los kits generalmente incluirán uno o más recipientes o recipientes para que algunos o todos de los componentes y reactivos individuales se pueden alojar por separado. Los kits también pueden incluir un medio para encerrar contenedores individuales en un confinamiento relativamente estrecho para la venta comercial, por ejemplo, una caja de plástico, en la que se pueden incluir instrucciones, materiales de embalaje como espuma de poliestireno, etc.
El kit o "artículo de fabricación" puede comprender un recipiente y una etiqueta o prospecto en el recipiente o asociado con él. Los recipientes adecuados incluyen, por ejemplo, botellas, viales, jeringas, blísteres, etc. Los recipientes pueden formarse a partir de una variedad de materiales tales como vidrio o plástico. El recipiente contiene el hidrogel o la composición que es eficaz para tratar la afección y puede tener un puerto de acceso estéril (por ejemplo, el recipiente puede ser una bolsa de solución intravenosa o un vial que tiene un tapón perforable mediante una aguja de inyección hipodérmica). La etiqueta o el prospecto indican que el hidrogel o la composición se usan para tratar la afección elegida. En una realización, la etiqueta o prospecto incluye instrucciones de uso e indica que la composición terapéutica puede usarse para reparar o regenerar tejido.
Ejemplos de realizaciones
El polímero preferente usado en la invención es PNPHO, que está conjugado con proteína o péptido (NSPP), donde tanto el segmento de proteína/péptido como PNPHO tienen roles definidos. La proteína/péptido:
(a) sirve como fuente de señalización bioactiva para la regeneración ósea; y
(b) promueve la formación de vasos sanguíneos dentro y alrededor del relleno de hidrogel.
El polímero PNPHO se une químicamente con proteína/péptido para:
(a) ajustar las propiedades fisicoquímicas de este biopolímero para aplicaciones óseas;
(b) para impartir un termoendurecimiento rápido a la carga de hidrogel para confinarlo localmente; y
(c) para impartir propiedades de biorreabsorción a los hidrogeles inyectables.
La combinación de estos dos segmentos principales da como resultado la formación de una nueva clase de rellenos óseos inteligentes con una gama de propiedades favorables para la consolidación ósea. Una ventaja del polímero PNPHO es que todos sus componentes están aprobados por la FDA para su uso en aplicaciones biomédicas.
El polímero PNPHO comprende una fracción térmicamente sensible (N-isopropil acrilamida) para inducir la formación de hidrogel a temperatura corporal, junto con segmentos de lactida, etilenglicol y N-acriloxisuccinimida para impartir, respectivamente, una alta resistencia mecánica, solubilidad en agua y reactividad del grupo amina al producto. La estructura molecular del polímero PNPHO y el papel de cada segmento se muestran esquemáticamente en los esquemas dibujados a continuación.
EJEMPLOS
Materiales
Los productos químicos se adquirieron de Sigma-Aldrich a menos que se indique lo contrario. 2-etilhexanoato de estaño (Sn(Oct)2), N-isopropilacrilamida (NIPAAm), metacrilato de 2-hidroxietilo (HEMA), 4,4'-azobis(ácido 4-cianovalérico) (ACVA) y N-acriloxisuccinimida (NAS) fueron utilizado como recibidos. Se purificó metacrilato de oligo(etilenglicol) monometiléter (OEGMA, Mn = 475) pasando su solución en diclorometano (con una relación en volumen de 1:1) a través de una columna de alúmina neutra para eliminar el inhibidor antes de su uso. El monómero de D, L-lactida (LA) se secó al vacío a 40 °C durante 24 horas antes de su uso. El azobisisobutironitrilo (AIBN) fue amablemente regalado por la Escuela de Química de la Universidad de Sydney.
Síntesis del macromonómero de HEMA-poli(lactida) (HEMA-PLA)
El macromonómero de HEMA-PLA se sintetizó mediante polimerización por apertura de anillo de LA con el grupo hidroxilo de HEMA como iniciador y Sn(Oct)2 como catalizador (esquema 1).
Figure imgf000023_0001
HEMA Lactlde HEMA-PLA
Esquema 1. Síntesis del macromonómero HEMA-PLA
Se mezclaron LA y HEMA en un matraz de tres bocas a 110 °C bajo una atmósfera de nitrógeno durante 15 minutos. Posteriormente, se añadió una mezcla de 1 % en moles de Sn(Oct)2 (con respecto a la alimentación de HEMA) en 1 ml de tolueno anhidro a la solución de LA/HEMA. La mezcla resultante se agitó a 300 rpm y 110 °C durante 1 hora bajo una atmósfera de nitrógeno. Después de la reacción, la mezcla se disolvió en tetrahidrofurano y se precipitó en agua destilada fría a 1 °C. El precipitado formado se separó mediante centrifugación a 3000 rpm durante 5 minutos. El ciclo de centrifugación se repitió tres veces para eliminar todos los monómeros y subproductos que no habían reaccionado (principalmente sales). A continuación, el precipitado se disolvió en acetato de etilo. Las partículas sólidas suspendidas se retiraron de la solución con centrifugación a 6000 rpm durante 5 minutos y el sobrenadante se secó con MgSO4 durante 12 horas. El sobrenadante seco se filtró para eliminar las partículas de MgSO4. Después, la solución polimérica se secó a 60 °C a presión reducida y el residuo de disolvente se eliminó adicionalmente al vacío, a 40 °C durante 24 horas. El aceite viscoso resultante se almacenó en un frigorífico para su uso posterior.
La relación de HEMA:LA inicial se varió de 1:1,5 y 1:2,5 para obtener macromonómeros PLA/HEMA con diferentes longitudes de lactato. Se sintetizaron dos macromonómeros de PLA/HEMA con longitudes de lactato de 3 y 6 utilizando una relación molar de 1:1,5 y 1:2,5 de monómeros de HEMA a LA, respectivamente.
Se confirmó la síntesis de macromonómero de PLA/HEMA, usando espectros de RMN 1H con evidencia de picos de protones tanto de HEMA como de LA. La relación molar de LA a HEMA en el macromonómero PLA/HEMA se calculó a partir de espectros de RMN 1H utilizando los picos a 5,2 ppm para metino en lactato, y las integraciones totales a 5,7 ppm y picos de 6,0 ppm para HEMA.
Síntesis de poli(NIPAAm-co-NAS-co-(HEMA-PLA)-co-OEGMA) (PNPHO)
Se sintetizó PNPHO utilizando el procedimiento (1) o (2) como se describe a continuación (esquema 2).
Figure imgf000024_0001
Procedimiento 1
La PNPHO se sintetizó mediante polimerización por radicales libres usando AIBN como iniciador. Se cargó un matraz Schlenk con una barra de agitación magnética y un tabique de goma con NIPAAm (12 mmol), NAS (1,0 mmol), HEMA-PLA (0,57 mmol), OEGMA (0,56 mmol), AIBN (0,07 mmol) y N anhidro, N'-dimetilformamida (DMF). El matraz se desoxigenó mediante tres ciclos de congelación-bomba-descongelación, y luego se selló seguido de la inmersión del matraz en un baño de aceite precalentado a 70 °C para iniciar la polimerización. Después de 24 horas, la mezcla de reacción se enfrió a temperatura ambiente, se precipitó en éter dietílico, se filtró y luego se secó al vacío. El polímero se purificó dos veces mediante redisolución/reprecipitación con THF/éter etílico y finalmente se secó al vacío durante 2 días.
Procedimiento 2
La PNPHO se sintetizó mediante polimerización por radicales libres, usando ACVA como iniciador. La composición del copolímero se cambió variando la longitud del lactato (3 y 6 en HEMA-PLA) y las relaciones molares de HEMA-PLA (6, 8 y 11 % en moles) y OEGMA (3, 5 y 8 % en moles). Se disolvieron cantidades conocidas de NIPAAm, nAs , h EmA-PLA, OEGMA, ACVA (7,0 x 10-5 mol) en 13 ml de N,N'-dimetilformamida anhidra en un matraz de fondo redondo de un cuello. A continuación, el sistema se desoxigenó mediante 15 minutos de purga con nitrógeno. Los resultados también mostraron que es factible desoxigenar la solución de monómero purgando gas nitrógeno durante 10 minutos en la solución al vacío. Esta técnica proporciona un procedimiento más eficaz para eliminar el oxígeno de la solución a gran escala. A continuación, el reactor se selló y se sumergió en un baño de aceite a 70 °C durante 24 horas. La solución polimérica resultante se enfrió luego a temperatura ambiente durante 1 hora y se precipitó en 250 ml de éter dietílico. A continuación, se recogió el precipitado filtrando la suspensión y se secó al vacío durante 6 horas. El polvo seco se disolvió en tetrahidrofurano y se precipitó en éter dietílico para eliminar más residuos de macromonómeros. El polvo final se secó al vacío durante al menos 48 horas. Composiciones PNPHO
La síntesis de copolímeros de PNPHO se confirmó con espectros de RMN 1H con evidencia de picos de protones para cada monómero, como se muestra en la figura 2b. Se detectaron picos de protones característicos para NIPAAm (a y b), NAS (e), HEMA-PLA (f, h, k) y OEGMA (m y n). La composición final del copolímero se calculó en base a la integración de estos picos de cada monómero como para NIPAAm (a), NAS (e/2-f), HEMA-PLA (h) y OEGMA (n/2). En este estudio, el copolímero se denota como PNPHO y se agrega el subíndice que corresponde a las relaciones molares de HEMA-PLA (longitud de lactato) a OEGMA. Por ejemplo, PNPHOb(6)3 representa el copolímero sintetizado con 8 % en moles de HEMA-PLA con una longitud de lactato de 6 y 3 % en moles de OEGMA. Se produjeron varios copolímeros. Estos se muestran en la tabla 1. La tabla 1 también proporciona datos sobre su tiempo y temperatura de gelificación.
T l 1 - P lím r PNPH n l inv n i n n f rm PLAHEMAl n i LA E MANA NIPAAm
Figure imgf000025_0001
Solubilidad de PNPHO en PBS
Las proporciones de monómeros de PNPHO se modificaron para adquirir una gama de composiciones que se disolvieron en medios acuosos, como PBS para el desarrollo de formulaciones inyectables. Los copolímeros basados en NIPAAm son solubles en soluciones acuosas por debajo de su LCST debido a la formación de enlaces de hidrógeno entre los grupos polares del copolímero y las moléculas de agua. En este estudio se estudiaron los efectos de la longitud del lactato, los contenidos de HeMa -PLA y OEGMA sobre la solubilidad de PNPHO midiendo la concentración de saturación de diferentes composiciones de PNPHO en PBS.
Los resultados de la figura 3 demuestran que el aumento de la longitud del lactato dentro del intervalo de 3 a 6 en la cadena principal de HEMA-PLA no tuvo un impacto significativo sobre la solubilidad de PNPHO en PBS (p>0,05). Las propiedades hidrófobas de una cadena lateral en el esqueleto de PNPHO tuvieron, por tanto, un impacto mínimo en la solubilidad general de PNPHO en medios acuosos, dentro del intervalo examinado. Por lo tanto, al cambiar la longitud del lactato, se pueden ajustar otras características de la PNPHO, como el comportamiento de gelificación y las propiedades mecánicas, sin afectar la solubilidad de la PNPHO en un medio acuoso.
La solubilidad de PNPHO en PBS se puede ajustar cambiando los contenidos tanto hidrófobos como hidrófilos. El segmento PLA es la principal columna vertebral hidrófoba, mientras que los monómeros NAS y HEMA exhiben propiedades hidrófilas relativamente limitadas. Por lo tanto, OEGMA se incluyó en la síntesis de PNPHO para promover las propiedades hidrófilas del copolímero. El aumento de HEMA-PLA (es decir, el contenido hidrófobo) en copolímeros de 6 a 8 y 11 % en moles disminuyó la solubilidad de PNPHO en PBS en 30 % y 50 %, respectivamente. Por ejemplo, la concentración de saturación de PNPHO6(6)3 disminuyó significativamente (p<0.001) de 250 ± 17 mg/ml a 190 ± 10 mg/ml y 164 ± 6 mg/ml en PNPHOb(6)3 y PNPHOn(6)3, respectivamente. Esta reducción de la solubilidad también se debió a la disminución de la concentración del segmento relativamente hidrófilo NIPAAm en el copolímero (p<0,05). Por lo tanto, la disminución del contenido de NIPAAm en PNPHO afectó sustancialmente a la hidratación del copolímero.
La solubilidad de PNPHO en agua aumentó drásticamente cuando se usó más del 3 % en moles (por ejemplo, 1,5 % en moles) de OEGMA como segmento hidrófilo. Los resultados mostraron que los copolímeros con contenidos de OEGMA inferiores al 3 % en moles no eran solubles en medios acuosos. Los resultados de la figura 3 muestran que la solubilidad de los copolímeros de PNPHO con 6 % en moles de PLA-HEMA aumentó significativamente 2 y 3 veces cuando se elevó la concentración de OEGMA de 3 % en moles a 5 y 8 % en moles, respectivamente. Sin embargo, en copolímeros que contenían una relación molar más alta de segmento hidrófobo HEMA-PLA (es decir, 8 % en moles y 11 % en moles), la concentración de OEGMA tuvo poco efecto sobre la solubilidad de PNPHO. Este comportamiento se atribuyó a la formación de copolímeros con cadenas más largas y mayor PM, lo que impidió la hidratación y solubilidad del copolímero en solución acuosa. Como ilustración, el peso molecular de PNPHOh (3)8 fue significativamente (p<0.01) mayor que PNPHOn@)5 (27K en comparación con 26K), lo que comprometió el efecto de su mayor contenido hidrófilo, y por lo tanto la concentración de saturación para ambos compuestos fue de aproximadamente 300 mg/ml.
Se evaluó el efecto de la concentración de copolímeros de PNPHO solubles en agua sobre la inyectabilidad de sus soluciones a través de una aguja 18G. Se encontró que una solución de PNPHO de 150 mg/ml en PBS era inyectable a través de una aguja 18G y esta concentración de copolímero se usó para análisis adicionales. Se pueden usar concentraciones más altas de polímeros para otras aplicaciones biomédicas, como la fabricación de andamios para el crecimiento de tejidos in vitro.
Conjugación de PNPHO con proteínas de origen natural y formación de hidrogeles
La presencia del grupo éster de succinimida en la estructura molecular de PNPHO proporcionó sitios activos faciales para la conjugación con NSPP como el colágeno. Se utilizaron diferentes técnicas de conjugación (como se muestra en la figura 1) para preparar hidrogeles de copolímero de NSPP.
Colágeno
Dado que el enlazador de succinimida exhibe alta reactividad y accesibilidad optimizada hacia compuestos que contienen grupos amino, es razonable postular que el polímero se puede aplicar a otros tipos de polímeros naturales con grupos amino para la fabricación de hidrogeles inyectables. Para confirmar esta suposición, se examinó la viabilidad de una reacción entre el polímero y el colágeno. Se neutralizó una solución de colágeno (OVICOLL®CLEAR, 1 %, pH 2.5-3.5) con pequeñas alícuotas de solución de NaOH 1 M. Se mezclaron a fondo 250 microlitros de la solución de colágeno neutralizado resultante con 500 microlitros de 250 mg/l de solución de polímero/PBS. A continuación, la mezcla se transfirió a un frigorífico. Después de la conservación a 4 °C durante 24 horas, la mezcla se dejó gelificar a 37 °C seguido de lavado con agua destilada para eliminar cualquier impureza. Los resultados (figura 4) muestran la formación exitosa de hidrogel.
Comportamiento gelificante (tiempo y temperatura)
Los resultados de la tabla 1 mostraron que el tiempo de gelificación de los hidrogeles fabricados con una composición de PNPHO de 8(6)/5/3,5/83, 8(6)/5/7/80, 6(6)/8/3,5/82 y 6(6)/8/7/80 estaban dentro del rango de 2,5 a 5 minutos. Este tiempo de gelificación es favorable para las aplicaciones clínicas, ya que la gelificación rápida puede bloquear la aguja de administración y la solidificación prematura de la formulación antes de la administración. Además, las temperaturas de gelificación de estas formulaciones de PNPHO están por encima de la temperatura ambiente. Las altas temperaturas de gelificación de las formulaciones son muy convenientes para que los médicos administren las soluciones in vivo.
Eficiencia de conjugación de PNPHO
La eficacia de conjugación de las diferentes formulaciones de PNPHO en la tabla 1 se muestra en la figura 5. Para este análisis, se utilizaron 3 % en moles de colágeno y péptido sintético Gly-Arg-Gly-Asp-Ser (GRGDS) como proteína natural modelo y péptidos sintéticos, respectivamente. Los resultados indicaron que casi el 70 % del colágeno añadido se conjugó con diferentes formulaciones de PNPHO. Este resultado mostró la alta eficiencia de la PNPHO para conjugar y liberar grandes moléculas naturales como el colágeno. La eficacia de conjugación de PNPHO con péptido sintético fue sobresaliente. Casi el 95 % de los péptidos sintéticos pequeños podrían conjugarse con PNPHO.
Comportamiento bioabsorbible de hidrogeles de proteína-PNPHO
Se estudió el comportamiento de biorreabsorción de diferentes formulaciones de PNPHO, conjugadas con diferentes NSPP, sumergiendo hidrogeles en solución salina tamponada con fosfato (PBS) a 37 °C para simular condiciones fisiológicas. Los resultados de la figura 6 mostraron que 3 semanas después de la incubación, diferentes formulaciones de PNPHO-NSPP mostraron una pérdida de masa significativa, por ejemplo 20 % - 60 %). Estos resultados confirmaron la biorreabsorbibilidad de los hidrogeles PNPHO-NSPP fabricados con diferentes formulaciones de PNPHO y proteínas/péptidos naturales y sintéticos.
Estudios biológicos
Osteoblastos
Se usaron células SaSo2 para confirmar la citocompatibilidad de diferentes hidrogeles basados en PNPHO. Se utilizó colágeno-PNPHO como sistema modelo. El resultado de la figura 7 mostró que el número de células dentro de los hidrogeles aumentó significativamente de 7 días a 15 días después del cultivo. Este resultado confirmó la citocompatibilidad de los hidrogeles basados en PNPHO fabricados.
Fabricación y caracterización de hidrogeles de péptido-PNPHO
Se descubrió que una solución de precursor de péptido PNPHO era inyectable a través de una aguja de calibre 29G muy fina con una contrapresión mínima del pulgar para el cirujano. Tras el aumento de temperatura a 37 °C, la solución de hidrogel formó un hidrogel robusto elástico en 2 minutos. El rápido tiempo de gelificación y las propiedades adhesivas del tejido de este relleno de hidrogel minimizan el riesgo de dislocación o fuga del hidrogel a los tejidos circundantes. La reacción termoendurecible de este sistema de hidrogel es biológicamente benigna. Esto se ha confirmado mediante un estudio in vitro que mostró que >95 % de las células encapsuladas son consistentemente viables después de la formación del hidrogel. La resistencia mecánica del hidrogel alcanza su valor máximo pocos minutos después de la inyección, lo que es un comportamiento único, ya que los cementos óseos actuales requieren casi 24 horas para un curado completo. El módulo de tracción de los rellenos de hidrogel es de ~700 kPa, lo que confirma la alta resistencia al cizallamiento y flexión de los hidrogeles de péptidos PNPHO. Los estudios in vitro demostraron la biorreabsorción completa de estos rellenos de hidrogel en 90 días. Todas estas caracterizaciones fisicoquímicas junto con los siguientes estudios específicos de hueso in vitro e in vivo, confirmaron que la invención puede aportar mejoras significativas en los tratamientos ortopédicos.
Propiedades osteoconductoras del péptido PNPHO
Los resultados de los estudios in vitro muestran la proliferación de células preosteoblásticas humanas interactivas cerca de la superficie sobre y dentro de las cargas de péptido PNPHO. El número de células osteoblásticas aumentó en un 46,5 ± 4,6 % desde el día 1 hasta el día 5 después del cultivo. Luego se evaluó el efecto de extender el tiempo de cultivo para depositar una matriz extracelular mineralizada. Para este propósito, se utilizó como sistema modelo la línea celular Saos-2 similar a osteoblastos bien caracterizada. El crecimiento in vitro de estas células reveló que la cantidad de formación de fosfatasa alcalina (ALP) aumentó significativamente. Esto se concluyó que la absorbancia de las muestras teñidas con ALP a 409 nm se elevó de 0,3 ± 0,4 después de 7 días de cultivo a 0,41 ± 0,2 a partir de los 15 días posteriores al cultivo (figura 8). Este resultado confirmó las propiedades osteoconductoras de los hidrogeles inyectables de péptido PNPHO.
Se realizó un análisis elemental detallado de la superficie de hidrogeles de péptido PNPHO después de 14 días de cultivo in vitro con microscopía electrónica de barrido de rayos X de energía dispersa (figura 9), que reveló calcio y fosfato depositados. La proporción de calcio a fosfato fue 1,9, relativamente cercana a la de la hidroxiapatita en la matriz extracelular ósea natural. Estos estudios in vitro proporcionaron confianza en que el péptido PNPHO tiene la capacidad de apoyar el crecimiento; proliferación y mineralización de células similares a osteoblastos y que son osteoconductoras.
Propiedades biomecánicas del péptido PNPHO
Se usó un modelo de fractura de tibia afilada limpia ex vivo para evaluar las propiedades biomecánicas de los hidrogeles de péptido-PNPHO. Los resultados de estas pruebas ex vivo confirmaron que el hidrogel de relleno se puede inyectar y utilizar para sellar fracturas de tibia de oveja cadáveres frescas, simples y limpias, y que el hidrogel inyectado se adhiere al hueso y rellena la fractura, como se muestra en la figura 9. Esta prueba se repitió para 6 fracturas de tibia independientes, y en cada caso se midieron las resistencias mecánicas de los huesos. Sorprendentemente, se recuperó un extraordinario 75 % -90 % de la resistencia del hueso después de la inyección de la solución de péptido PNPHO. También se realizaron mediciones de control y se confirmó que este efecto se debía a la presencia tanto del péptido como del polímero de PNPHO, ya que el rendimiento mecánico no se restablecía en ausencia de ninguno de los compuestos.
Los polímeros de hidrogel usados en la invención sedimentan en unos pocos minutos en condiciones fisiológicas, ej. temperatura y pH, a través de una reacción de reticulación reactiva con lisina biológicamente benigna. Por lo tanto, el riesgo de necrosis que se observa clásicamente con las soluciones de reparación ósea actuales se erradica o al menos se reduce significativamente. Además, estas cargas de hidrogel se bioabsorben en dos meses y la velocidad de bioabsorción es compatible con la velocidad de remodelación ósea debido a la estructura biomolecular única de los polímeros de hidrogel descritos en este documento. Los resultados de los estudios in vivo en un modelo de ratones subcutáneos también mostraron que los polimerizados preferentes utilizados en la invención son altamente citocompatibles y, tras la inyección, estas cargas de hidrogel permanecen in situ sin necesidad de ningún soporte físico. Además, la inyección subcutánea de los polímeros preferentes descritos en este documento en ratones promueve la formación de vasos sanguíneos dentro y alrededor del polímero reticulado. A diferencia de todos los rellenos óseos actuales, se esperaría que esta propiedad angiogénica de los polímeros preferentes para su uso con la invención mejore la migración de las células progenitoras osteogénicas, aumente la velocidad y la calidad del hueso regenerado y, por lo tanto, debería acortar sustancialmente el período osteoconductor para generar hueso puente nuevo y viable.
Estudios en animales
Reparación de fracturas óseas
PNPHO con la formulación de 8(5)/3/14/75 (PLA/HEMA(longitud LA)/OEGMA/NAS/NIPAAm mol %) se unió químicamente con timosina p-4 (un NSPP bien estudiado). En esta formulación específica, 140 mg/ml de PNPHO se unieron con 30 mg/ml de timosina p-4. El sistema conjugado resultante (PNPHO-timosina) se utilizó para estudiar el potencial de la tecnología para promover la tasa de curación de defectos óseos in vivo.
Se utilizó un estudio de modelo de oveja (n = 20 animales) con osteotomía de tibia de medio radio de 3 mm (6 cm de diámetro). El estudio se llevó a cabo en la Universidad Charles Sturt, Wagga. Las pruebas se realizaron bajo la aprobación ética del Comité de Ética y Cuidado Animal número 13105. La osteotomía tibial se generó (mostrada en la figura 10) con una sierra oscilante. El sitio del hueso lesionado se inmovilizó internamente con una placa para huesos y tornillos estándar de 13 mm de largo y 4,5 mm de placa.
La PNPHO-timosina esterilizada por filtro se administró fácilmente al sitio defectuoso con una jeringa de 3 ml a través de una aguja 21G, como se muestra en la figura 10. La PNPHO-timosina se reticuló in situ pocos minutos después de la inyección (figura 10). El hidrogel de PNPHO-timosina inyectado retenido en el lugar de la inyección a pesar de la presencia de presión arterial positiva en el lugar de la osteotomía.
Después de la cirugía, en el período de prueba de 8 semanas, se controló el comportamiento del animal en busca de signos de dolor/angustia, rechinar de dientes, pisadas fuertes, curvado de labios, vocalización, inquietud, depresión y falta de apetito. También se monitorizó la frecuencia cardíaca y respiratoria, la temperatura corporal, el apetito, la rumia y el grado de cojera. Los animales mantuvieron su bienestar durante todo el período del estudio. Todas las heridas cicatrizaron favorablemente por segunda intención y sin dejar cicatrices. También se observaron movimientos regulares y de comodidad de los animales en el alojamiento. El comportamiento observado de los animales sugiere que el producto es bien tolerado ya que no hubo reacciones sistémicas obvias. Además, no se notaron signos de irritación local en el lugar del trauma.
Efecto in vivo del hidrogel sobre la osteotomía ósea
Se controló el progreso y extensión de la curación ósea en animales, tratados con hidrogeles de PNPHO-timosina y los grupos de control. Se estudió el progreso de la curación ósea con una inyección de PNPHO-timosina en diferentes puntos de tiempo hasta 8 semanas y se comparó con el proceso de curación natural del hueso en exactamente el mismo modelo animal en la literatura y también con el grupo de control negativo (Marsell & Einhorn, 2011; Vetter et al., 2010).
La TC de animales vivos después de la cirugía (figura 11) mostró que los hidrogeles retenidos y adheridos a las superficies óseas en el lugar de la inyección. Después de 4 semanas, la TC del sitio de la osteotomía mostró la formación de callos tanto en el endostio como en el periostio.
Se midió el número de TC de los tejidos óseos como una indicación de la densidad del hueso en diferentes puntos de tiempo para confirmar la regeneración del hueso en el sitio de la osteotomía. El número TC asignado para el agua es 0 y para el hueso compacto es > 1000. El número de TC de la zona de la cavidad medular se incrementó cuatro semanas después de la cirugía. Este resultado mostró que la osificación del callo había comenzado en la semana 4 después de la cirugía, 3-4 semanas antes de lo esperado en el proceso de curación natural. La osificación continuó en las osteotomías tratadas con PNPHO-timosina después de 6 semanas y se detectó una formación ósea casi completa. En la literatura, el proceso de curación natural del hueso de oveja en una osteotomía de medio radio de 3 mm se describe de manera exhaustiva. El resumen de los hallazgos en la literatura se presenta a continuación. Estos hallazgos destacan las propiedades ventajosas de los sistemas poliméricos definidos en el presente documento para acelerar la tasa de curación ósea.
El progreso de curación natural informado en la literatura: En el proceso de curación natural de un modelo de osteotomía de oveja de media tibia de 3 mm, durante los primeros 7-14 días posteriores al trauma, las células progenitoras migraron al sitio como resultado de la inflamación en el tejido lesionado. Después de 3-4 semanas de la cirugía, se detectó crecimiento vascular y la formación de callos (una matriz de colágeno muy blanda). Posteriormente, se secretó un osteoide (una matriz gelatinosa no mineralizada compuesta principalmente de colágeno tipo I) y la mineralización de la matriz generada comenzó 6 semanas después del trauma (Marsell y Einhorn, 2011; Vetter et al., 2010). Después de 7 semanas, se observó la formación de un puente óseo perióstico entre las partes proximal y distal de la osteotomía. Después de 8 a 9 semanas después del trauma, el callo se osificó, formando un puente de hueso tejido entre los fragmentos de la fractura. La fase de remodelación ósea completa se completa de 3 a 6 meses después de la lesión (Marsell y Einhorn, 2011; Vetter et al., 2010).
Efecto a corto plazo del tratamiento con PNPHO-timosina
Los resultados de la TC (figura 12) mostraron que la aplicación de PNPHO-timosina promovió la formación de endostealbone incluso después de 4 semanas. Este efecto dio como resultado un engrosamiento del hueso en la región diafisaria de la tibia y, por tanto, reforzó sustancialmente las propiedades mecánicas del hueso en el lugar de la osteotomía. En la figura 13, se muestra el proceso de curación natural del defecto óseo después de 4 semanas. La comparación directa de los sitios de osteotomía en la figura 12 y la figura 13 confirmó que la PNPHO-timosina acelera la formación de hueso en el sitio defectuoso en comparación con el grupo de control.
Resumen de los resultados de estudios con animales
En base a los estudios en animales, se demostró que el sistema PNPHO-timosina probado promueve la formación de hueso incluso después de 2 semanas de cirugía. En los estudios de regeneración ósea realizados con muestras tratadas con PNPHO-timosina se observaron tanto la formación de hueso reparador endóseo como la formación de hueso perióstico. Los resultados indican que la inyección de PNPHO-timosina mejora la regeneración del hueso denso del arco en el sitio de la médula ósea para unirse a los segmentos diafisarios tibiales y que la formación de hueso endóseo en el sitio de la médula puede recuperar sustancialmente la fuerza del hueso.
Los expertos en la materia apreciarán que se pueden realizar numerosas variaciones y/o modificaciones a las realizaciones descritas anteriormente, sin apartarse del amplio alcance general de la presente divulgación. Por tanto, las presentes realizaciones deben considerarse en todos los aspectos como ilustrativas y no restrictivas.

Claims (12)

REIVINDICACIONES
1. Polímero para formar un hidrogel para su uso en la reparación o restauración de hueso, comprendiendo el polímero:
un primer monómero seleccionado de polietilenglicol (PEG), oligo(etilenglicol) (OEG), metacrilato de oligo(etilenglicol) monometiléter (OEGMA), óxido de polietileno (PEO), óxido de polietileno- óxido de co-propileno (PPO), bloque de óxido de co-polietileno o copolímeros aleatorios de los mismos para aglutinar el agua;
un segundo monómero seleccionado de metacrilato de hidroxietilo (HEMA), un copolímero de poli(ácido láctico) de metacrilato de hidroxietilo (HEMA-PLA), poli(ácido láctico), poli(caprolactona), poli(glicólido), poli(glicólido-co-lactida) o poli(glicólido-cocaprolactona) para conferir propiedades mecánicas a dicho hidrogel; y
un tercer monómero seleccionado de N-hidroxisulfosuccinimida (SNHS), succinimido N-hidroxietoxilado (ENHS), y N-acriloxisuccinimida (NAS) para unirse a un péptido o proteína natural o sintético (NSPP).
2. Uso de un polímero, según la reivindicación 1, en el que el NSPP se selecciona de uno o más del grupo que consiste en: colágeno, fibrina, fibronectina, laminina (e isoformas de las mismas), proteínas naturales morfogénicas óseas, proteínas sintéticas morfogénicas óseas y péptidos sintéticos, con la condición de que no se incluyan a-elastina, p-elastina, elastina de origen animal y/o tropoelastina en cualquier forma, preferentemente en los que la proporción del primer monómero en el polímero esté entre aproximadamente 2 y 15 % en moles, más preferentemente en donde la proporción del segundo monómero en el polímero está entre aproximadamente 4 a 15 % en moles, e incluso más preferentemente en donde la proporción del tercer monómero en el polímero está entre aproximadamente 1 a 20 % en moles.
3. Uso de un polímero, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que el polímero incluye además un cuarto monómero para impartir características de transición de fase a un hidrogel para permitir la inyección a temperatura ambiente y la formación de gel a temperatura corporal.
4. Uso de un polímero, según la reivindicación 3, en el que el cuarto monómero tiene una temperatura de solución crítica más baja (de sus siglas en inglés, Lower Critica! Solution Temperature, LCST) menor que aproximadamente 33 °C.
5. Uso de un polímero, según la reivindicación 3 o 4, en el que la proporción del cuarto monómero en el polímero está entre aproximadamente 60 y 90 % en moles.
6. Uso de un polímero, según cualquiera de las reivindicaciones 3 a 5, en el que el cuarto monómero es poli(N-isopropilacrilamida).
7. Uso de un polímero, según las reivindicaciones 3 a 6, que comprende los monómeros: metacrilato de éter monometílico de oligo(etilen)-glicol (OEGMA), poli(ácido láctico) de metacrilato de hidroxietilo (HEMA-PLA), N-acriloxisuccinimida (NAS) y N-isopropilacrilamida (NlPAAm), opcionalmente donde OEGMA está en una cantidad de aproximadamente 2-8 % en moles, HEMA-PLA está en una cantidad de aproximadamente 5-10 % en moles, NAS está en una cantidad de aproximadamente 14 % en moles y NlPAAm está en una cantidad de aproximadamente 79 % en moles.
8. Composición para formar un hidrogel para su uso en la reparación o restauración de hueso, comprendiendo la composición:
un péptido o proteína natural o sintético (NSPP); y
un polímero como se define en la reivindicación 1;
en el que la unión de dicho NSPP al tercer monómero reticula el polímero, lo que permite la formación de dicho hidrogel cuando la composición se pone en contacto con agua y, opcionalmente, comprende además un cuarto monómero para impartir características de transición de fase a dicho hidrogel para permitir la inyección a temperatura ambiente, y formación de gel a temperatura corporal.
9. Uso de un hidrogel para la reparación o restauración de hueso, el hidrogel comprende:
agua;
un péptido o proteína natural o sintético (NSPP); y
polímero como se define en la reivindicación 1;
en el que la unión del NSPP al tercer monómero reticula el polímero, formando así el hidrogel, que opcionalmente comprende además un cuarto monómero para impartir características de transición de fase a dicho hidrogel para permitir la inyección a temperatura ambiente y la formación de gel a temperatura corporal.
10. Uso de un kit para la reparación o regeneración de huesos, incluso en envases separados:
un péptido o proteína natural o sintético (NSPP); y
un polímero,
en el que el polímero incluye:
un primer monómero seleccionado de polietilenglicol (PEG), oligo(etilenglicol) (OEG), oligo(etilenglicol) monometiléter metacrilato (OEGMA), óxido de polietileno (PEO), óxido de polietileno-óxido de co-propileno (PPO), bloque de óxido de co-polietileno o copolímeros aleatorios del mismo para aglutinar el agua;
un segundo monómero seleccionado de N-hidroxisulfosuccinimida (SNHS), succinimido N-hidroxietoxilado (ENHS) y N-acriloxisuccinimida (NAS) que se une al NSPP,
en el que la unión del Ns Pp al segundo monómero reticula el polímero, lo que permite formación de un hidrogel cuando la composición se pone en contacto con agua;
un tercer monómero seleccionado de metacrilato de hidroxietilo (HEMA), un copolímero de poli(ácido láctico) de metacrilato de hidroxietilo (HEMA-PLA), poli(ácido láctico), poli(caprolactona), poli(glicólido), poli(glicólido-co-lactida) o poli(glicólido-cocaprolactona) para impartir propiedades mecánicas a dicho hidrogel, y que además comprende un cuarto monómero para impartir características de transición de fase a dicho hidrogel para permitir la inyección a temperatura ambiente y la formación de gel a temperatura corporal; y
el kit comprende además instrucciones para su uso en la reparación o regeneración de defectos óseos.
11. Kit, según la reivindicación 10, en el que uno o ambos NSPP y el polímero están en forma sólida, preferentemente el kit comprende además agua en un recipiente separado.
12. Kit, según la reivindicación 10 u 11, comprendiendo además el kit instrucciones para la administración secuencial o simultánea de los componentes del kit.
ES16840416T 2015-09-01 2016-08-31 Polímero bioactivo para regeneración ósea Active ES2886950T3 (es)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
AU2015903552A AU2015903552A0 (en) 2015-09-01 Bioactive polymer for bone regeneration
PCT/AU2016/050817 WO2017035587A1 (en) 2015-09-01 2016-08-31 Bioactive polymer for bone regeneration

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2886950T3 true ES2886950T3 (es) 2021-12-21

Family

ID=58186670

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES16840416T Active ES2886950T3 (es) 2015-09-01 2016-08-31 Polímero bioactivo para regeneración ósea

Country Status (7)

Country Link
US (2) US20180243469A1 (es)
EP (1) EP3344304B1 (es)
JP (1) JP6851377B2 (es)
AU (1) AU2016314146B2 (es)
DK (1) DK3344304T3 (es)
ES (1) ES2886950T3 (es)
WO (1) WO2017035587A1 (es)

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10736942B2 (en) * 2015-09-01 2020-08-11 Allergan Pharmaceuticals International Limited Formation of bone
CN108815574B (zh) * 2018-07-17 2021-04-06 深圳市晶莱新材料科技有限公司 骨修复水凝胶支架及其制备方法
US11090412B2 (en) 2018-12-21 2021-08-17 Zavation Medical Products Llc Bone repair composition and kit
WO2021119727A1 (en) * 2019-12-19 2021-06-24 Trimph Ip Pty Ltd Biocompatible material
JPWO2021153489A1 (es) * 2020-01-28 2021-08-05
WO2022124542A1 (ko) * 2020-12-11 2022-06-16 (주)티이바이오스 아크릴계 합성 고분자를 이용한 인공 장기용 스캐폴드 및 이의 제조방법
WO2023212637A1 (en) * 2022-04-29 2023-11-02 CryoHeart Laboratories, Inc. Systems, methods, and devices of exosome delivery for filling bone fracture voids
CN116474165B (zh) * 2023-04-06 2024-04-05 浙江大学 一种具有近红外和酶双重响应功能的gmp/gp智能水凝胶骨膜及其制备方法

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2004056321A2 (en) * 2002-12-18 2004-07-08 The Regents Of The University Of California Biocompatible hydrogel bone-like composites
US8283384B2 (en) * 2008-01-24 2012-10-09 University Of Utah Research Foundation Adhesive complex coacervates and methods of making and using thereof
US9546235B2 (en) * 2011-12-19 2017-01-17 The University Of Sydney Peptide-hydrogel composite
JP2016525374A (ja) * 2013-04-09 2016-08-25 ザ ボード オブ トラスティーズ オブ ザ レランド スタンフォード ジュニア ユニバーシティー 架橋キトサン−ラクチドヒドロゲル
US11219639B2 (en) * 2015-07-24 2022-01-11 Trimph Ip Pty Ltd Antiseptic polymer and synthesis thereof
US10736942B2 (en) * 2015-09-01 2020-08-11 Allergan Pharmaceuticals International Limited Formation of bone

Also Published As

Publication number Publication date
EP3344304A1 (en) 2018-07-11
JP6851377B2 (ja) 2021-03-31
EP3344304A4 (en) 2019-04-24
AU2016314146B2 (en) 2020-12-03
WO2017035587A1 (en) 2017-03-09
DK3344304T3 (da) 2021-09-13
EP3344304B1 (en) 2021-07-21
US20180243469A1 (en) 2018-08-30
AU2016314146A1 (en) 2018-03-01
JP2018526171A (ja) 2018-09-13
US20210093749A1 (en) 2021-04-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2886950T3 (es) Polímero bioactivo para regeneración ósea
ES2672510T3 (es) Composiciones y procedimientos de formación de andamios
US8784893B2 (en) Polymer formulations for delivery of bioactive agents
ES2627856T3 (es) Material compuesto de péptido-hidrogel
RU2486907C2 (ru) Имидированный биополимерный адгезив и гидрогель
ES2549218T3 (es) Material hemostático absorbible para las lesiones óseas y método de preparación asociado
ES2755902T3 (es) Biomateriales inyectables
ES2421300T3 (es) Material biológico adecuado para la terapia de la osteoartrosis, el daño de ligamento y para el tratamiento de trastornos articulares
ES2233469T3 (es) Formulaciones para la administracion de proteinas osteogenicas.
TWI429463B (zh) 治療骨疾病之溫度敏感性組合物
JP4834892B2 (ja) 隔膜
CN112368295A (zh) 离子性自组装肽
ES2361420T3 (es) Procedimiento sencillo para trasplantar condrocitos inyectables para trasplante de condrocitos autologos.
ES2385895T3 (es) Material en gránulos y matriz
US20230039698A1 (en) Biocompatible Material
WO2004105825A1 (ja) 骨形成用生体材料、該材料を含む注入用製剤、及び該材料を調製するためのキット、並びにこれらを用いる骨形成方法
ES2865723T3 (es) Formulación de FGF-18 en geles de xiloglucano
Overstreet Temperature-responsive hydrogels with controlled water content and their development toward drug delivery and embolization applications
WO2023201397A1 (en) A tissue conductive scaffolding material
Holmes Development of Biomimetic Hydrogels as Cell-Laden Devices for Muscle Regeneration
Salma et al. Autologous Fibrin Mixed with Biphasic Calcium Phosphate Bioceramic Granules Activates Encapsulation in Soft Tissue Environment
WO2016203071A1 (es) Hidrogeles bioactivos y su aplicación en regeneración osea y cartilaginosa