ES2917406T3

ES2917406T3 - Composición portadora para materiales de sustitución ósea

Info

Publication number: ES2917406T3
Application number: ES18712926T
Authority: ES
Inventors: Thomas Gerber
Original assignee: Artoss GmbH
Current assignee: Artoss GmbH
Priority date: 2017-03-29
Filing date: 2018-03-29
Publication date: 2022-07-08
Anticipated expiration: 2038-03-29
Also published as: JP7118132B2; KR102523981B1; AU2018246310B2; EP3600464B1; RU2768695C2; US20210093752A1; CA3058253A1; EP3600464A1; JP2020512175A; RU2019132821A3; KR20200021447A; AU2018246310A1; RU2019132821A; CN110650754B; CN110650754A; EP3381479A1; US11324859B2; WO2018178266A1; MX2019011659A; BR112019020029A2

Abstract

La presente invención se refiere a una composición portadora para materiales sustitutos óseos de partículas y granulares que es un hidrogel que comprende una mezcla de copolímeros de bloqueo de óxido de etileno (EO) -propileno (PO) y nanopartículas de sílice incrustadas. La presente invención se relaciona además con un material sustituto óseo que contiene partículas o gránulos osteoconductores y/o osteoinductores además de la nueva composición portadora. Los procesos para producir la nueva composición portadora y el nuevo material sustituto óseo también se proporcionan en el contexto de la invención. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Composición portadora para materiales de sustitución ósea

Campo de la invención

La presente invención se refiere a una composición portadora para materiales de sustitución ósea particulados y granulares, que es un hidrogel que comprende una mezcla de copolímeros en bloque de óxido de etileno (EO)-óxido de propileno (PO) y nanopartículas de sílice embebidas en el mismo con un tamaño de entre aproximadamente 0,5 nm y aproximadamente 10 nm. La presente invención también se refiere a un material de sustitución ósea que, además de la nueva composición portadora, contiene partículas o gránulos osteoconductores y/u osteoinductores. Se proporciona un procedimiento para producir la nueva composición portadora. También se proporciona en el marco de la invención un procedimiento para producir el nuevo material de sustitución ósea.

Antecedentes de la invención

Los materiales de sustitución ósea tienen una funcionalidad determinada por su estructura y su composición. Los materiales de sustitución ósea desarrollan su efecto por medio de la interacción de la superficie del material con proteínas, por ejemplo aquellas que controlan el metabolismo óseo, y estructuras superficiales que promueven la adhesión celular. Los materiales de sustitución ósea conocidos en el estado de la técnica son generalmente cerámicas o biovidrios, que se utilizan normalmente en forma de gránulos. Antes de su uso, estos gránulos se mezclan con la sangre del paciente para que la superficie de los gránulos se cubra con proteínas autólogas. La coagulación de la sangre genera una masa pastosa que, por ejemplo, puede introducirse en defectos óseos.

No obstante, esta producción de estos materiales de sustitución ósea está asociada con desventajas considerables. La necesidad de mezclar el material de sustitución ósea con sangre y la espera a la coagulación complica generalmente el curso de una operación. Por esta razón, se ha intentado en el estado de la técnica desarrollar un material portador para materiales de sustitución ósea que haga innecesario el mezclado con sangre. A este respecto, es importante poder adaptar las propiedades reológicas a las aplicaciones concretas. Por una parte, un material portador para gránulos de sustitución ósea deberá ser lo más hidroestable y dimensionalmente estable posible y desarrollar un efecto adhesivo suficiente incluso después de su introducción en un defecto que sangra con intensidad. Por otra parte, el material portador deberá estar presente en una forma farmacéutica que permita su administración por medio de una cánula.

El documento WO 2004/071452 A2 describe poloxámeros, tales como, por ejemplo, poloxámero 407, para su uso en los campos médico y quirúrgico. El documento WO 2012/117260 A2 divulga un material de sustitución ósea sintético en el que están embebidas partículas cerámicas en un material portador de hidrogel. El hidrogel es preferentemente un hidrogel a base de poloxámero 407. También el documento WO 2014/099967 A2 describe un material de sustitución ósea que contiene componentes cerámicos en un hidrogel a base de poloxámero 407. El documento US 2016/0051725 (WO2014157985) divulga un hidrogel a base de poloxámero que contiene partículas de fosfato de calcio y describe cómo se pueden mejorar las propiedades viscoelásticas y reológicas de los hidrogeles mediante aditivos. El documento US 2013/0045920 (WO2011137231) describe un material de sustitución ósea que comprende un material cerámico, un hidrogel de poloxámero 407 y aditivos de polisacárido. El documento WO 2014/095915 A2 describe un hidrogel termorreversible a base de poloxámero, que se indica que posibilita un uso versátil en el campo médico. En estos hidrogeles, la formación de gel se produce a través de la formación de micelas de forma dependiente de la temperatura por parte de los polímeros en bloque. Sin embargo, los hidrogeles descritos en el estado de la técnica presentan la desventaja de que su viscosidad es demasiado baja como para garantizar una maleabilidad y una adherencia lo suficientemente elevadas del hidrogel.

Para garantizar una aplicación sin fricción de los materiales de sustitución ósea, se necesitaría un material portador listo para su uso que se pueda moldear fácilmente y que sea lo suficientemente adherente como para fijarse en un defecto. Además, el material deberá ser hidroestable, es decir, no deberá poder ser arrastrado por líquidos incluso en heridas que sangran significativamente. De forma ideal, deberá ser posible introducirlo directamente en el defecto por medio de un aplicador adecuado.

Por lo tanto, la presente solicitud tiene como objeto desarrollar un material portador que cumpla con los requisitos anteriores.

Descripción de la invención

La presente invención proporciona una nueva composición útil adecuada como material portador para materiales de sustitución ósea particulados y granulares. La composición portadora es un hidrogel que comprende lo siguiente:

(a) un copolímero en bloque de óxido de etileno (EO)-óxido de propileno (PO) o una mezcla de copolímeros en bloque de óxido de etileno (EO)-óxido de propileno (PO); y

(b) nanopartículas de sílice con un tamaño entre aproximadamente 0,5 nm y aproximadamente 10 nm.

En los hidrogeles según la invención, la formación de gel se realiza mediante la reticulación de los copolímeros en bloque de óxido de etileno (EO)-óxido de propileno (PO) con las nanopartículas de sílice. Mediante un cambio específico de los componentes del hidrogel se pueden modificar y adaptar las propiedades reológicas a diferentes aplicaciones. A diferencia de los hidrogeles convencionales a base de copolímeros en bloque, la formación de gel en los hidrogeles según la invención no se realiza mediante la formación de micelas, sino mediante interacciones directas entre las nanopartículas de sílice y los copolímeros en bloque. Por lo tanto, los hidrogeles de la presente invención no contienen copolímeros en bloque que se encuentren en forma de micelas o solo contienen una pequeña proporción de los mismos. Preferentemente, la proporción de copolímeros en bloque que se encuentran en forma de micelas es inferior al 2%, y de forma más preferida inferior al 1% por ciento. En una forma de realización particularmente preferida, los hidrogeles de la presente invención no presentan micelas. Dado que los hidrogeles según la invención no se basan en la formación de micelas, no son termosensibles, es decir, la transición sol-gel en estos hidrogeles no depende de la temperatura. Los hidrogeles según la invención son termoestables y no se vuelven líquidos incluso a bajas temperaturas.

Se ha determinado en el marco de la invención que la nueva composición portadora no afecta negativamente a los procesos biológicos de curación ósea. No se ha detectado ninguna interacción negativa de la composición portadora con la superficie del material de sustitución ósea, por ejemplo, evitando que esta superficie se recubra con proteínas autólogas u obstruyendo los nanoporos. Además, la nueva composición portadora tiene propiedades viscoelásticas y reológicas que aseguran una rápida reabsorción. Por lo tanto, la nueva composición portadora hace innecesario el mezclado de los gránulos conocidos con sangre. Más bien, los materiales de sustitución ósea en forma granulada se mezclan directamente con la nueva composición portadora y se introducen en el defecto. Esto da lugar a una simplificación significativa en la práctica clínica.

La composición portadora es un hidrogel a base de uno o más copolímeros en bloque de óxido de etileno y óxido de propileno. Los copolímeros en bloque son preferentemente poloxámeros. Los poloxámeros son tensioactivos no iónicos de baja formación de espuma que se utilizan ampliamente para dispersar y emulsionar en la industria químico-técnica. La fracción de óxido de polietileno del polímero es soluble en agua, pero la fracción de óxido de polipropileno no lo es, lo que le confiere propiedades anfifílicas. Según el grado de etoxilación, son líquidos (L), pastosos (P), sólidos (F) o pulverulentos. Los poloxámeros presentan una buena biocompatibilidad, no son metabolizables en condiciones fisiológicas, son poco tóxicos o corrosivos y se eliminan fácilmente del organismo.

Los poloxámeros se desarrollaron por BASF en la década de 1950 y se han comercializado con la denominación comercial Pluronic® desde entonces. Debido a su estructura anfifílica, los poloxámeros pueden formar los denominados coloides de asociación liotrópica en mezclas acuosas de varios componentes. En este caso se produce el denominado comportamiento de termogelificación. Esto significa que las soluciones de poloxámero pueden cambiar su estructura coloidal dependiendo de la temperatura y formar, a este respecto, estructuras de gel reversibles. Si los poloxámeros se ponen en contacto con agua, en primer lugar se produce una hidratación con formación de enlaces de puente de hidrógeno. Cuando la temperatura aumenta, las fuerzas de unión de estos enlaces de puente de hidrógeno disminuyen y, por lo tanto, se produce la deshidratación, viéndose predominantemente afectadas las fracciones de óxido de polipropileno más hidrófobas. Como resultado de esta hidrofobización, las unidades de óxido de propileno lipófilas se asocian para formar micelas y con un aumento adicional de la temperatura y una concentración suficiente de poloxámero tiene lugar la formación de una estructura de gel formada por micelas densamente empaquetadas. Estos geles tensioactivos son ópticamente isotrópicos y, por lo tanto, traslúcidos.

Un poloxámero preferido para producir la composición portadora de la presente invención es el poloxámero 407, también comercializado con la denominación Kolliphor P 407. El poloxámero 407 se utiliza en particular en preparados farmacéuticos y productos medicinales y presenta la fórmula estructural siguiente:

en la que las longitudes de los bloques se encuentran en aproximadamente a=101 y b=56. Aunque se prefiere particularmente el uso de poloxámero 407 como material de partida para producir las composiciones portadoras de la presente invención, también se pueden utilizar otros poloxámeros tales como, por ejemplo, el poloxámero 188.

Las soluciones acuosas de poloxámero 407 muestran la denominada termogelificación a concentraciones del 20-30%. Este proceso de gelificación es completamente reversible cuando se baja la temperatura posteriormente (Mortensen y Pedersen (1993) Macromolecules 26(4), páginas 805-812). El punto de termogelificación (TGP) de una composición, es decir, la temperatura a la que tiene lugar dicha transformación sol-gel, se puede determinar fácilmente utilizando reología oscilatoria.

Preferentemente, la proporción de copolímeros de bloque de óxido de etileno (EO)-óxido de propileno (PO) en la composición portadora se encuentra preferentemente entre aproximadamente el 10% y aproximadamente el 40% (p/p), y preferentemente entre aproximadamente el 20% y aproximadamente el 37% (p/p)). Por ejemplo, la proporción de copolímeros en bloque de óxido de etileno (EO)-óxido de propileno (PO) en la composición portadora puede ser, por ejemplo, del 10%, 15%, 20%, 25%, 30%, 35% o 40%. La proporción de agua en las composiciones portadoras se encuentra habitualmente entre aproximadamente el 60% y aproximadamente el 90% (p/p). Así, la proporción de agua en las composiciones portadoras puede ser de aproximadamente el 60%, 65%, 70%, 75%, 80%, 85% o 90% (p/p).

En una forma de realización preferida, los copolímeros en bloque de óxido de etileno (EO)-óxido de propileno (PO) en la composición portadora presentan una distribución de la masa molecular de entre aproximadamente 1000 g/mol y 70.000 g/mol. En una forma de realización particularmente preferida, los copolímeros en bloque de óxido de etileno (EO)-óxido de propileno (PO) en la composición portadora están constituidos en por lo menos el 30% (p/p), preferentemente el 40% (p/p), por un poloxámero, preferentemente por poloxámero 407, que presenta una masa molecular media en el intervalo comprendido entre 9.800 y 14.600 g/mol.

En el marco de la invención se ha descubierto, sorprendentemente, que la viscosidad de un hidrogel a base de un poloxámero, tal como, por ejemplo, poloxámero 407, puede aumentarse significativamente mediante la adición de nanopartículas de sílice. Tal como se muestra en los ejemplos siguientes, la adición de nanopartículas aumenta la viscosidad de los hidrogeles a base de poloxámero en un factor de 10 y, por lo tanto, permite que los hidrogeles se utilicen como materiales portadores pastosos moldeables. La proporción de nanopartículas de sílice en la composición portadora de la invención se encuentra preferentemente entre aproximadamente el 2% y aproximadamente el 12% (p/p), preferentemente en el intervalo comprendido entre aproximadamente el 3,5% y aproximadamente el 5% (p/p). Se prefiere particularmente que la proporción de nanopartículas de sílice en la composición portadora sea de aproximadamente el 2%, 3%, 4%, 5%, 6%, 7%, 8%, 9%, 10%, 11% o 12% (p/p).

Las nanopartículas de sílice presentan un tamaño de entre aproximadamente 0,5 nm y aproximadamente 10 nm, preferentemente de entre aproximadamente 0,5 nm y aproximadamente 1,5 nm. Las nanopartículas de sílice preferentemente no deben formar ningún agregado fractal. Si las nanopartículas de sílice forman agregados fractales, estos agregados presentan preferentemente un tamaño inferior a 500 nm, de forma más preferida inferior a 200 nm y de forma incluso más preferida inferior a 100 nm. Preferentemente, se utilizan agregados que comprenden menos de 15 nanopartículas, por ejemplo menos de 10 o menos de 5.

Dado que un gel basado en agua es la base de la composición portadora según la invención, resulta conveniente producir las nanopartículas de sílice a partir de una solución de silicato de sodio. Cuando se utiliza una solución de silicato de sodio típica como sustrato inicial con una concentración de SiO²de aproximadamente el 27% y una concentración de Na²O de aproximadamente el 8% se producen partículas de sol de aproximadamente 0,5 nm. Los iones sodio se pueden reemplazar por hidrógeno mediante un intercambiador de iones, con lo que se obtiene un sol de sílice puro. Dado que la superficie de partícula de las nanopartículas de sílice interactúa con las moléculas de polímero, preferentemente se deben utilizar partículas de sol no agregadas para la composición portadora. Después del intercambio iónico, el pH del sol es generalmente de 2 a 3. La agregación de las partículas del sol formando agregados se realiza muy lentamente a este pH y se puede ralentizar aún más enfriando el sol. Una concentración de SiO²típica a la que puede llevarse a cabo un procesamiento posterior sin ningún problema es del 6%. Mediante enfriamiento y un procesamiento rápido son posibles concentraciones de SiO²de hasta el 12%. El sol también se puede estabilizar cambiando el pH a un valor superior a 7. Dado que finalmente se va a producir un biomaterial implantable que deberá tener un pH de aproximadamente 7,5, no se prefiere un pH superior a 8. Una vez que se ha preparado el sol, se puede mezclar inmediatamente con una solución del polímero. Alternativamente, el polímero también se puede introducir con agitación directamente en el sol.

Las composiciones portadoras según la invención son lo suficientemente viscosas como para asegurar una buena conformabilidad y una alta adhesividad. Preferentemente, las composiciones portadoras proporcionadas en el presente documento presentan una viscosidad en el intervalo de más de 900 Pas, preferentemente de más de 1000 Pas, cuando se mide la viscosidad en función de la velocidad de cizallamiento utilizando el ensayo StrainSweep, reómetro oscilante ARES - T.A. Instruments, velocidad de cizallamiento 501/s.

Las composiciones portadoras particularmente preferidas presentan la composición siguiente:

- proporción de copolímeros en bloque EO-PO de entre aproximadamente el 10% y aproximadamente el 40% (p/p), proporción de nanopartículas de sílice de entre aproximadamente el 2% y aproximadamente el 12% (p/p);

- proporción de copolímeros en bloque EO-PO de entre aproximadamente el 15% y aproximadamente el 37% (p/p), proporción de nanopartículas de sílice de entre aproximadamente el 3% y aproximadamente el 10% (p/p);

- proporción de copolímeros en bloque EO-PO de entre aproximadamente el 20% y aproximadamente el 30% (p/p), proporción de nanopartículas de sílice de entre aproximadamente el 3% y aproximadamente el 6% (p/p);

- proporción de copolímeros en bloque EO-PO de entre aproximadamente el 20% y aproximadamente el 25% (p/p), proporción de nanopartículas de sílice de entre aproximadamente el 3% y aproximadamente el 5% (p/p);

Otro aspecto se refiere a un procedimiento para producir una composición portadora para materiales de sustitución ósea particulados y granulares, en el que:

(a) una solución acuosa de un copolímero en bloque de óxido de etileno (EO)-óxido de propileno (PO) o de una mezcla de copolímeros en bloque de óxido de etileno (EO)-óxido de propileno (PO), y

(b) nanopartículas de sílice con un tamaño de entre aproximadamente 0,5 nm y aproximadamente 10 nm.

se mezclan entre sí y se formulan para dar un hidrogel. Preferentemente, ambos componentes están presentes como soluciones acuosas en el momento del mezclado.

Las composiciones portadoras descritas anteriormente se pueden utilizar para la producción de materiales de sustitución ósea combinando partículas o gránulos osteoconductores u osteoinductores convencionales con las composiciones portadoras. En otro aspecto, la invención proporciona así un material de sustitución ósea que comprende por lo menos los componentes siguientes:

(a) una composición portadora tal como se ha descrito anteriormente; y

(b) partículas osteoconductoras y/u osteoinductoras o gránulos osteoconductores y/u osteoinductores.

A este respecto, en principio pueden usarse con las nuevas composiciones portadoras todas las partículas y gránulos osteoconductores y/u osteoinductores conocidos. En el presente documento, se denominan “osteoinductores” las partículas y los gránulos que son capaces de estimular la formación de hueso nuevo tras el implante, produciéndose también la formación de hueso ectópico (formación de hueso en el músculo o en el tejido adiposo). Por otra parte, en el presente documento se denominan "osteoconductores" las partículas y los gránulos que pueden servir como estructura de andamiaje para la formación de hueso nuevo tras el implante.

Las nuevas composiciones portadoras son adecuadas para su uso con todos los materiales aloplásticos, xenogénicos y alogénicos conocidos. En particular, las composiciones portadoras se pueden usar con gránulos cerámicos sintéticos tales como, por ejemplo, cerámicas de fosfato tricálcico (TCP) o cerámicas de hidroxiapatita (HA). En la producción de cerámicas sintéticas, se someten materiales de partida en polvo a un proceso de sinterización a alta presión y temperaturas de entre 1000 y 1500 °C. La relación calcio-fósforo preferida de las cerámicas se encuentra entre 1,5 y 1,7. Las cerámicas son preferentemente porosas, de modo que se garantice una osteointegración suficiente mediante la penetración en la cerámica de tejido óseo nuevo. Los poros de 150 500 |jm de tamaño son óptimos para el crecimiento de huesos y para la reabsorción. Tamaños de poro más pequeños generalmente solo dan lugar al crecimiento de tejido óseo nuevo.

Además de la cerámica, también se puede utilizar biovidrios. Los biovidrios, tales como, por ejemplo, Biogran®, son materiales amorfos que comprenden óxidos ácidos, tales como pentóxido de fósforo, dióxido de silicio y óxido de aluminio, y óxidos básicos tales como óxido de calcio, óxido de magnesio y óxido de zinc. Durante la producción, los óxidos se mezclan y se funden a altas temperaturas de aproximadamente 1.500°C en un proceso de varias horas. El biovidrio resultante representa una red tridimensional de óxido de fósforo y óxido de silicio a la que se fijan los iones metálicos correspondientes de los óxidos básicos. Los biovidrios están disponibles en forma compacta y también en forma porosa. La bioactividad de la superficie permite el crecimiento del tejido óseo.

Además de los gránulos mencionados anteriormente, que generalmente presentan un tamaño en el intervalo comprendido entre 0,1 y 5 mm, también se pueden usar partículas tales como, por ejemplo, micropartículas. Estas partículas osteoconductoras u osteoinductoras presentan preferentemente un tamaño de entre aproximadamente 5 |jm y 100 jm , preferentemente de entre aproximadamente 20 jm y 40 jm .

Las partículas osteoconductoras u osteoinductoras pueden ser, por ejemplo, esferas huecas con una abertura (forma de dónut). Estas pueden presentar un diámetro en el intervalo de 40 jm . La figura 10 muestra ejemplos de partículas osteoconductoras u osteoinductoras en forma de esferas huecas. Tal como se explica a continuación, dichas partículas deberán revestirse con un hidrogel de sílice antes de embeberlas en el hidrogel de poloxámero para evitar inclusiones de aire. El material de sustitución ósea resultante se puede producir en una forma que se pueda inyectar a través de cánulas convencionales. Las micropartículas, tales como, por ejemplo, esferas huecas, también se pueden usar en forma de agregados. Dichos agregados presentan preferentemente un tamaño de entre aproximadamente 100 pm y 3000 pm. Los agregados también deberán revestirse con un hidrogel de sílice antes de embeberlos en el hidrogel de poloxámero-sílice, tal como se muestra esquemáticamente en la figura 11.

En una forma de realización particularmente preferida, las partículas o gránulos osteoconductores y/u osteoinductores están constituidos por cristalitos de hidroxiapatita con la morfología de la hidroxiapatita biológica del hueso, que están embebidos en una matriz de xerogel de sílice. Estas partículas o gránulos también se pueden revestir con un hidrogel de sílice antes de embeberlos en el hidrogel de poloxámero para evitar inclusiones de aire.

Las partículas o gránulos osteoconductores u osteoinductores son preferentemente materiales porosos. Los materiales de sustitución ósea porosos o altamente porosos con un área superficial específica alta tienen ventajas significativas en el apoyo a la regeneración ósea, ya que con la superficie del material interactúan proteínas autólogas.

Si las composiciones portadoras descritas en el presente documento se usan junto con partículas o gránulos porosos o altamente porosos, estos se tratan preferentemente en consecuencia antes de embeberlos en el hidrogel de poloxámero-sílice para evitar inclusiones de aire. En algunos casos, debido a la alta viscosidad, el hidrogel de poloxámero-sílice no puede penetrar en los poros de las partículas o gránulos. Las inclusiones de aire resultantes pueden perjudicar la funcionalidad del biomaterial o incluso impedirla por completo. Además, las cadenas de polímero del hidrogel de poloxámero-sílice podrían cubrir la superficie del material de sustitución ósea y, por lo tanto, evitar la interacción con proteínas autólogas. Los poros de las partículas o gránulos se pueden tratar con gel de sílice puro de modo que todos los poros se llenen y una capa de hidrogel de sílice revista las partículas o gránulos. El gel de sílice utilizado para el revestimiento puede presentar una concentración de sílice de entre aproximadamente el 3% y aproximadamente el 10%. A continuación, las partículas o gránulos revestidos se pueden embeber en el hidrogel de poloxámero-sílice. Un procedimiento correspondiente se describe en el ejemplo 2. Así, en una forma de realización preferida, la invención se refiere a un material de sustitución ósea que contiene partículas, tales como, por ejemplo, micropartículas, osteoconductoras y/u osteoinductoras que están revestidas con un gel de sílice.

Finalmente, la presente invención también proporciona un procedimiento para producir un material de sustitución ósea, en el que

(a) se proporciona una composición portadora tal como se ha descrito anteriormente;

(b) opcionalmente, se trata la composición portadora con radiación gamma; y

(c) la composición portadora se mezcla con partículas osteoconductoras y/u osteoinductoras o con gránulos osteoconductores y/u osteoinductores.

En la producción de un material de sustitución ósea basado en la nueva composición portadora, en primer lugar se proporciona una composición portadora tal como se ha descrito anteriormente. Esta se puede tratar con radiación gamma antes del mezclado con las partículas o gránulos osteoconductores u osteoinductores correspondientes para esterilizar la composición. La intensidad de la radiación se encontrará generalmente entre 10 y 50 kGray, preferentemente entre 17,5 y 30 kGray. A continuación, la composición portadora se mezcla con partículas osteoconductoras y/u osteoinductoras o con gránulos osteoconductores y/u osteoinductores.

El mezclado puede realizarse en la relación (p/p) de composición portadora con respecto a partículas o gránulos de aproximadamente 5:1, 4:1, 3:1, 2:1, 1:1, 1:2, 1:3, 1:4 o 1:5. Se prefiere una relación de aproximadamente 1:1. El material de sustitución ósea producido de esta forma se puede almacenar hasta que se vuelva a utilizar. Por ejemplo, el material de sustitución ósea se puede cargar en un aplicador que facilita la administración del material al sitio del defecto.

En una forma de realización preferida, las partículas osteoconductoras y/u osteoinductoras o los gránulos osteoconductores y/u osteoinductores se tratan antes del mezclado con la composición portadora para evitar inclusiones de aire. Se prefiere particularmente dentro del marco de la invención que las partículas osteoconductoras y/u osteoinductoras o los gránulos osteoconductores y/u osteoinductores se revistan con un hidrogel de sílice antes de mezclarlos con la composición portadora tal como se ha descrito anteriormente.

Otro aspecto se refiere al uso de una composición portadora tal como se ha descrito anteriormente para la producción de un material de sustitución ósea. Así, el aspecto se refiere al uso de un hidrogel que comprende:

(b) nanopartículas de sílice,

para la producción de un material de sustitución ósea. La producción comprende el mezclado con partículas osteoconductoras y/u osteoinductoras o con gránulos osteoconductores y/u osteoinductores tal como se han definido anteriormente.

Otro aspecto se refiere a un material de sustitución ósea tal como se ha descrito anteriormente que comprende por lo menos los componentes siguientes:

(a) una composición portadora tal como se ha descrito anteriormente; y

(b) partículas osteoconductoras y/u osteoinductoras o gránulos osteoconductores y/u osteoinductores tal como se han descrito anteriormente,

para su uso en un procedimiento de tratamiento de defectos óseos. Los defectos óseos pueden ser, en particular, fracturas, defectos óseos esponjosos o cavidades.

Descripción de las figuras

La figura 1 muestra la distribución de la masa molecular de un hidrogel que contiene SiO²a base de Kolliphor P 407.

La figura 2 muestra la distribución de la masa molecular de un hidrogel que contiene SO ²a base de Kolliphor P 407 después de irradiación gamma.

La figura 3 muestra la distribución de la masa molecular de un hidrogel que contiene SO ²a base de Kolliphor P 407 después del almacenamiento del hidrogel durante 55 días a 60°C.

La figura 4a muestra los resultados de la medición de la viscosidad en función de la velocidad de cizallamiento. La figura 4b muestra los resultados de la medición del módulo de cizallamiento en función de la frecuencia. La figura 5 muestra la formación de estructuras laminares bajo el microscopio de polarización.

La figura 6 muestra la aplicación del material de sustitución ósea según la invención con un aplicador.

La figura 7 muestra el resultado de un examen del material de sustitución ósea según la invención después de un envejecimiento acelerado por medio de microscopía de luz reflejada.

La figura 8 muestra el resultado de la tinción HE 4 semanas tras el implante del material de sustitución ósea según la invención en la pata trasera de un conejo.

La figura 9 muestra el resultado de una evaluación histomorfométrica tras el implante del material de sustitución ósea según la invención en la pata trasera de un conejo.

La figura 10 muestra el uso de micropartículas en forma de esferas huecas con una abertura y un diámetro de aproximadamente 40 pm en el material de sustitución ósea según la invención.

La figura 11 muestra esquemáticamente el revestimiento de agregados de micropartículas con hidrogel de sílice puro antes de embeberlos en el hidrogel de poloxámero-sílice.

La figura 12a muestra la aplicación de esfuerzo de cizallamiento ("shear stress") en función de la velocidad de cizallamiento ("shear rate") para diferentes composiciones del material portador: A 19,6% de Kolliphor P 407, 0% de SO ²; B 19,6% de Kolliphor P 407, 4,8% de SO ²; C 36,0% de Kolliphor P 407, 0% de SO ²; D 36,0% de Kolliphor P 407, 3,8% de SiO².

La figura 12b muestra el módulo de cizallamiento complejo (módulo de almacenamiento ["storage modulus"] G'; módulo de pérdida ["loss modulus"] G') para diferentes composiciones de material portador: A 36,0% de Kolliphor P 407, 0% de SO ²; B 36,0% de Kolliphor P 407, 5,0% de SO ²;

La figura 12c muestra el módulo de cizallamiento complejo (módulo de almacenamiento G'; módulo de pérdida G") para diferentes composiciones de material portador: A 19,4% de Kolliphor P 407, 0% de SO ²; B 19,4% de Kolliphor P 407, 4,8% de SiO².

La figura 12d muestra el módulo de cizallamiento complejo (módulo de almacenamiento G'; módulo de pérdida G") para diferentes composiciones de material portador: A 16,4% de Kolliphor P 407, 0% de SO ²; B 16,4% de Kolliphor P 407, 5,0% de SO ²; C 16,4% de Kolliphor P 407, 7,4% de SO ².

Ejemplos

Los ejemplos siguientes ilustran la eficacia y las ventajas de la composición portadora según la invención y el material de sustitución ósea formulado a partir de la misma.

Ejemplo 1: producción de hidrogeles con y sin SÍO ²

Para fines comparativos se produjeron hidrogeles desprovistos de SO ²e hidrogeles que contienen SO ²a base de Kolliphor P 407. Para la producción de hidrogeles desprovistos de SO ²se mezclaron 23,5 g de Kolliphor P 407 de BASF con 76,5 g de agua. Para los hidrogeles que contienen SO ²se produjo un sol por intercambio iónico con una concentración de SO ²del 4% o del 6%. Para este fin, se utilizó una solución concentrada de silicato de sodio de Merk (especificación: Na²O: 7,5-8,5%; SO ²: 25,5-28,5%) y se diluyó de forma correspondiente con agua ultrapura. Como intercambiador de iones se utilizó una columna Lewatit MonoPlus SP 112Na+. Los soles tienen un pH de 2,7. Se enfriaron a 5°C. Se introdujeron con agitación 23,5 g de Kolliphor P 407 en cada 76,5 g del sol. Los hidrogeles resultantes contienen polímeros con la distribución de la masa molecular que se muestra en la figura 1 (distribución de la masa molecular A). La distribución de la masa molecular se puede determinar mediante cromatografía. El análisis dio como resultado los picos siguientes:

Los picos a 5550 g/mol y 11000 g/mol representan fragmentos de Kolliphor 407. El pico a 25500 g/mol se genera mediante la reticulación de segundas cadenas.

Una parte de las muestras preparadas se trataron con radiación gamma (17,5 a 30 kGray, fuente de radiación: cobalto 60, actividad máxima 111 PBq). La irradiación gamma provoca la reticulación de las cadenas poliméricas. Al mismo tiempo, también se rompen las cadenas. Como resultado, se obtiene un polímero que tiene una amplia distribución de la masa molecular.

Estos hidrogeles contienen polímeros con la distribución de la masa molecular que se muestra en la figura 2 (distribución de la masa molecular B). El análisis dio como resultado los picos siguientes:

Tras la irradiación, la proporción atribuible a la distribución continua de las masas fue del 43,8%. El Kolliphor 407 original solo tiene una proporción del 37%. Las moléculas con una distribución de tamaño continua, que alcanza hasta aproximadamente 70.000 g/mol, tienen la mayor proporción del 43,8%.

Otra parte de las muestras producidas se almacenó a temperatura elevada durante un periodo de tiempo más prolongado. Después de un almacenamiento de 55 días a 60°C, los hidrogeles contenían polímeros con la distribución de la masa molecular mostrada en la figura 3 (distribución de la masa molecular C). El análisis dio como resultado los picos siguientes:

Puede observarse que en este caso, también, las moléculas con una distribución de tamaño que oscila entre aproximadamente 1.000 g/mol y aproximadamente 70.000 g/mol muestran la mayor proporción del 48,7%.

Para todas las muestras, se midió la viscosidad en función de la velocidad de cizallamiento (ensayo StrainSweep, reómetro oscilante ARES - T.A. Instruments). Los resultados se muestran en la figura 4a. Se puede observar que tanto los hidrogeles desprovistos de S O ²como los hidrogeles que contienen S O ²aumentan la viscosidad con la ampliación de la distribución de la masa molecular. Las muestras con la distribución de la masa molecular A no son ópticamente activas, no muestran ningún contraste en el microscopio de polarización. Esto significa que los polímeros forman micelas. Las muestras con la distribución de la masa molecular B, por otra parte, son ópticamente activas. Muestran un contraste en el microscopio de polarización. Esto demuestra que las muestras también contienen las denominadas estructuras laminares además de micelas. A altas concentraciones, algunos tensioactivos forman estructuras laminares en las que el agua se encuentra en las capas polares intermedias de los asociados. Esta anisotropía óptica cambia el plano de oscilación de la luz polarizada linealmente, de tal manera que se pueden observar fenómenos característicos de luz y oscuridad bajo el microscopio de polarización. La figura 5 muestra un ejemplo típico que documenta la formación de estructuras laminares. También se puede observar en la figura 4a que la viscosidad aumenta significativamente al aumentar el contenido de SiO²en el hidrogel. A una velocidad de cizallamiento de 50 1/s, la viscosidad aumenta cuando se añade el 4,5% de SiO²en un factor de 10. Esto es de crucial importancia para la aplicabilidad de los geles como material portador para materiales de sustitución ósea.

Además, se midió el módulo de cizallamiento en función de la frecuencia. Esta medida proporciona información sobre el comportamiento vibratorio de los materiales viscoelásticos bajo tensión de cizallamiento oscilante y permite extraer conclusiones sobre la interacción de las moléculas en el sistema. La figura 4b muestra la fracción de almacenamiento del módulo de cizallamiento en función de la frecuencia para diferentes hidrogeles. En este caso se seleccionó un polímero con la distribución de la masa molecular A. Por una parte, se puede observar el efecto de que la fracción de almacenamiento del módulo de cizallamiento aumentó al aumentar la concentración de polímero. Por otra parte, la fracción de almacenamiento del módulo de cizallamiento aumentó significativamente al aumentar la cantidad de SiO². Para el ejemplo con una proporción de polímero del 25%, la fracción de almacenamiento aumentó en un factor de 10 cuando había presencia del 4,5% de nanopartículas de sílice en el gel. Esto muestra la interacción, importante para la aplicación de los geles, entre las cadenas poliméricas y las nanopartículas de sílice.

La figura 12a muestra el esfuerzo de cizallamiento en función de la velocidad de cizallamiento para diferentes composiciones del material portador. Las mediciones del esfuerzo de cizallamiento se realizaron a 20°C. La curva A corresponde al material portador con el 19,6% de Kolliphor sin nanopartículas de sílice. El trazado de la curva corresponde al de un líquido, ya que con esta proporción de Kolliphor la formación de gel solo comienza a aproximadamente 25°C. Las curvas B, C y D muestran un trazado típico para hidrogeles. Puede observarse un límite de fluencia (esfuerzo de cizallamiento en el que el material comienza a fluir). La curva B muestra que la adición del 4,8% de SiO²transforma el líquido en un gel. La curva C corresponde al material portador con el 36,0% de Kolliphor sin nanopartículas de sílice. En este caso se produce un gel a 20°C por formación de micelas. Si se añade a esta muestra el 3,8% de SiO², se necesita un esfuerzo de cizallamiento mucho mayor para que el material fluya. La formación del gel se basa, a este respecto, en la interacción de los polímeros con las nanopartículas de sílice.

Este efecto también está documentado por las mediciones del módulo de cizallamiento complejo en función del esfuerzo de cizallamiento que se muestran en las figuras 12b, 12c y 12d. Las mediciones se llevaron a cabo a 20°C. Si la fracción de almacenamiento G' es mayor que la fracción de pérdida G" en el trazado de la curva, el material es un gel. Si las dos curvas se cruzan, el material comienza a fluir. Si la fracción de pérdida G" es mayor que la fracción de almacenamiento G' en el trazado de la curva, el comportamiento indica un líquido.

La figura 12b muestra el comportamiento de un material portador con el 36,0% de Kolliphor. Sin nanopartículas de sílice (A), el material forma un gel a 20°C, que muestra la transición a líquido a un esfuerzo de cizallamiento de aproximadamente 500 Pa. Si al material portador se añade el 5% de SO ²(B), el material permanece como un gel en todo el intervalo de medición. Las curvas de G' y G" apenas se aproximan. Para la aplicación, esto significa que el material portador con nanopartículas de sílice es mucho más estable y garantiza una mejor manipulación.

En la figura 12c, este efecto se muestra para concentraciones de Kolliphor más pequeñas (19,6%). Sin nanopartículas de sílice, no se produce formación de gel a 20°C. La adición de nanopartículas de sílice, por otra parte, provoca la formación de gel. En la figura 12c se documenta la dependencia de este efecto de la concentración de S O ². El punto de partida es un material portador con el 16,4% de Kolliphor que no forma gel a 20°C (A). Mediante la adición del 5,0% de SO ², el material se convierte en un gel, que muestra la transición a líquido a un esfuerzo de cizallamiento de aproximadamente 500 Pa (B). Con el 7% de SiO²se produce un gel que es estable en todo el intervalo de medición (C). Estos resultados demuestran que cambiando la proporción de Kolliphor, nanopartículas de sílice y agua, se pueden modular las propiedades reológicas de la composición. Esto permite optimizar específicamente el material portador para diferentes aplicaciones.

Ejemplo 2: embebido de material de sustitución ósea poroso

Se utilizaron gránulos osteoinductores de hidroxiapatita (HA) con forma de piña (Nanobone, Artoss GmbH, Rostock, Alemania). Estos tenían una longitud media de 3 mm y un diámetro de entre 0,5 y 1,0 mm. La HA mostró una morfología cristalográfica similar a la de la HA biológica. Esta HA se embebió en una matriz de xerogel de sílice altamente porosa. La porosidad de los gránulos era de aproximadamente el 50%, la superficie específica era de aproximadamente 200 m2/g y la distribución del tamaño de poro mostró un máximo a 4 nm.

Los gránulos se empaparon en una relación de masa de 1:1 con un sol de sílice puro con una concentración de SÍO²del 6% y un pH de 7.0. En contacto con el sólido, el sol de sílice gelifica. Se producen gránulos rellenos y revestidos con gel de sílice.

Para producir el hidrogel de poloxámero-sílice, se agitaron 35 g de Kolliphor P 407 (BASF) en 65 g de sol de sílice con el 6% de contenido de SO ². El sol se enfrió previamente a 1°C. Se realiza una reticulación por medio de radiación gamma en el intervalo comprendido entre 17,5 y 30 kGrey. Este hidrogel de polímero-sílice se mezcló con los gránulos revestidos en una relación en masa de 1:1. El material de sustitución ósea pastoso resultante es muy fácil de moldear y puede introducirse en defectos óseos con un aplicador. La figura 6 muestra el uso del material de sustitución ósea con un aplicador.

La estabilidad del revestimiento de los gránulos con hidrogel de sílice puro se comprobó sometiendo el material a un envejecimiento acelerado durante 1 año según la norma ASTM F 1980-07. Después de retirar el hidrogel de poloxámero-sílice enjuagándolo con agua, se pudieron observar bajo el microscopio gránulos revestidos con hidrogel de sílice puro. La figura 7 muestra el análisis de los gránulos mediante microscopía de luz reflejada.

Ejemplo 3: funcionalidad en experimentos con animales

Los experimentos se llevaron a cabo en conejos hembra (New Zealand White, 3-4 kg, Charles River, Sulzfeld, Alemania). El material de sustitución ósea producido según el ejemplo 2 se implantó bilateralmente en las patas traseras. La incisión a través del cutis y subcutis tiene una longitud de aproximadamente 2,5 cm.

La musculatura también se cortó en una zona pequeña para minimizar lesiones en lo posible, y después se separó cuidadosamente el periostio en el sitio del defecto que se iba a formar del hueso. Posteriormente, se introdujo un defecto cilíndrico (5 mm de diámetro y 10 mm de longitud) en cada uno de los cóndilos laterales de los fémures. Para ello se utilizó de forma normalizada un taladro (0 4,5 mm). Durante la formación del defecto, la zona se lavó con una solución de NaCl al 0,9% para evitar la necrosis del tejido óseo debido al efecto del calor.

La anestesia se indujo mediante inyección subcutánea de ketamina al 10% (30-60 mg/kg de peso corporal) y xilazina al 2% (5 mg/kg de peso corporal) en el pliegue nucal. Después de 10 minutos, se administraron 0,3 ml de atropina (0,5 mg/ml). Adicionalmente se inyectaron novaminsulfona (500 mg/ml) como analgésico y penicilina G (150.000 UI por vía intramuscular) como antibiótico. La anestesia local se realizó con 2 ml de xilocitina-loc (2%/ml). La zona de la herida se lavó con gentamicina (80 mg/2 ml, dilución 1:5 con NaCl) después del implante. El cierre de la herida (puntos de sutura) se realizó con material de sutura Vicryl.

Después de periodos de ensayo de 4, 8 y 12 semanas, los grupos de ensayo correspondientes se retiraron del ensayo. La eutanasia se realizó en el animal anestesiado (10% de ketamina y 2% de xilazina, por vía subcutánea) usando Release® (300 mg/ml equivalentes a: 1 ml/kg de peso corporal) por vía intravenosa. Se prepararon cortes histológicos para su evaluación. Para ello, las regiones defectuosas se explantaron, se descalcificaron y se embebieron en parafina. Se realizó tinción con hematoxilina-eosina.

Resultado: después de 4 semanas, no se detectó ni el hidrogel de polímero-sílice ni el hidrogel de sílice puro. Se produjo una reabsorción completa. No pudieron detectarse cambios en el transcurso temporal en los gránulos embebidos en la sangre del paciente en la curación del defecto. La figura 8 muestra una imagen histológica (tinción HE) 4 semanas después de la intervención. La formación de hueso nuevo y la reabsorción de los gránulos no se ven afectadas por el embebido original en los dos hidrogeles. Los resultados de la evaluación histomorfométrica de los experimentos con animales se muestran en la figura 9. Está documentada la curación del defecto.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Composición portadora para materiales de sustitución ósea particulados y granulares, siendo la composición portadora un hidrogel que comprende lo siguiente:

(b) nanopartículas de sílice que tienen un tamaño comprendido entre aproximadamente 0,5 nm y aproximadamente 10 nm.

2. Composición portadora según la reivindicación 1, en la que la proporción de agua en el hidrogel se encuentra en el intervalo comprendido entre el 60% y el 90%.

3. Composición portadora según las reivindicaciones 1 y 2, en la que la proporción de copolímeros en bloque de óxido de etileno (EO)-óxido de propileno (PO) en el hidrogel se encuentra entre aproximadamente el 10% y el 40% (p/p), preferentemente entre aproximadamente el 20% y 37% (p/p).

4. Composición portadora según cualquiera de las reivindicaciones 1-3, en la que la proporción de nanopartículas de sílice se encuentra entre aproximadamente el 2% y el 12% (p/p), preferentemente en el intervalo comprendido entre el 3,5% y el 5% (p/p).

5. Composición portadora según cualquiera de las reivindicaciones 1-4, en la que las nanopartículas de sílice presentan un tamaño comprendido entre 0,5 nm y 1,5 nm.

6. Composición portadora según cualquiera de las reivindicaciones 1-5, en la que las nanopartículas de sílice forman agregados fractales que presentan un tamaño medio inferior a 200 nm.

7. Composición portadora según cualquiera de las reivindicaciones 1-6, en la que los copolímeros en bloque de óxido de etileno (EO)-óxido de propileno (PO) en la composición portadora presentan una distribución de la masa molecular de entre aproximadamente 1.000 g/mol y 70.000 g/mol.

8. Composición portadora según cualquiera de las reivindicaciones 1-7, en la que por lo menos el 30% (p/p), preferentemente el 40% (p/p), de los copolímeros en bloque de óxido de etileno (EO)-óxido de propileno (PO) en la composición portadora consiste en un poloxámero, preferentemente poloxámero 407, que presenta una masa molecular media en el intervalo comprendido entre 9.800 y 14.600 g/mol.

9. Material de sustitución ósea que comprende:

(a) una composición portadora según cualquiera de las reivindicaciones 1-8;

10. Material de sustitución ósea según la reivindicación 9, en el que las partículas osteoconductoras u osteoinductoras presentan un tamaño de entre aproximadamente 5 pm y 100 pm, preferentemente de entre aproximadamente 20 pm y 40 pm.

11. Material de sustitución ósea según la reivindicación 9 o 10, en el que las partículas osteoconductoras u osteoinductoras son esferas huecas con una abertura.

12. Material de sustitución ósea según la reivindicación 11, en el que las esferas huecas forman agregados de un tamaño de entre aproximadamente 100 pm y 3.000 pm.

13. Material de sustitución ósea según la reivindicación 9 o 10, en el que las partículas osteoconductoras u osteoinductoras o los gránulos osteoconductores y/u osteoinductores consisten en cristalitos de hidroxiapatita que presentan la morfología de la hidroxiapatita biológica del hueso y están revestidos con una matriz de xerogel de sílice.

14. Material de sustitución ósea según cualquiera de las reivindicaciones 9-13, en el que las partículas osteoconductoras y/u osteoinductoras o los gránulos osteoconductores y/u osteoinductores están revestidos con un gel de sílice, encontrándose la concentración de sílice en el gel de sílice preferentemente entre aproximadamente el 3% y el 10%.

15. Procedimiento de fabricación de un material de sustitución ósea que comprende

(a) proporcionar una composición portadora según las reivindicaciones 1-8;

(b) opcionalmente tratar la composición portadora con radiación gamma; y

(c) mezclar la composición portadora con partículas osteoconductoras y/u osteoinductoras o con gránulos osteoconductores y/u osteoinductores;

en el que las partículas osteoconductoras y/u osteoinductoras o los gránulos osteoconductores y/u osteoinductores están preferentemente revestidos con un hidrogel de sílice.